JPH059114B2 - - Google Patents

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JPH059114B2
JPH059114B2 JP57502802A JP50280282A JPH059114B2 JP H059114 B2 JPH059114 B2 JP H059114B2 JP 57502802 A JP57502802 A JP 57502802A JP 50280282 A JP50280282 A JP 50280282A JP H059114 B2 JPH059114 B2 JP H059114B2
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JP
Japan
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transmitter
coil
circuit
coupling
receiver
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JP57502802A
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JPS58501457A (ja
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Ingeboruku Yohanna Hotsuhomaiyaa
Eruin Tsuruesutaa Hotsuhomaiyaa
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Individual
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Publication date
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Publication of JPH059114B2 publication Critical patent/JPH059114B2/ja
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F11/00—Methods or devices for treatment of the ears or hearing sense; Non-electric hearing aids; Methods or devices for enabling ear patients to achieve auditory perception through physiological senses other than hearing sense; Protective devices for the ears, carried on the body or in the hand
    • A61F11/04—Methods or devices for enabling ear patients to achieve auditory perception through physiological senses other than hearing sense, e.g. through the touch sense
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/378—Electrical supply
    • A61N1/3787—Electrical supply from an external energy source
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S128/00—Surgery
    • Y10S128/903—Radio telemetry

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  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Psychology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Neurology (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Medicines Containing Antibodies Or Antigens For Use As Internal Diagnostic Agents (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Reduction Or Emphasis Of Bandwidth Of Signals (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Near-Field Transmission Systems (AREA)

Description

請求の範囲 １ 送信器と身体に埋め込む受信器とを備え、 前記の送信器は搬送波信号発生器、変調信号発
生器、搬送波信号を変調信号で変調する変調器、
不飽和無線周波出力増幅器、及びこの出力増幅器
からの振幅変調された搬送波信号を受ける第１の
インダクタを有する第１の同調回路を含み、 前記の受信器は第２のインダクタを含む第２の
同調回路と検出器とを備え、 前記の送信器のモード抵抗が前記の送信器が前
記の受信器によつて負荷されていないときのモー
ド抵抗の半分となる距離に前記の第１と第２のイ
ンダクタは配置されており、それにより本質的に
クリテイカルな結合を達成し、前記の第１の同調
回路と第２の同調回路とが協働してバンドパス・
フイルタとして働くことを特徴とする経皮信号伝
達装置。
明細書 本発明は一般に、患者の身体内へ電気信号を伝
えるためのシステムに係るものであり、そして特
定すれば、身体の中に埋込まれた受信器への信号
の伝達に係るものである。
神経と筋肉との刺激のための経皮信号伝達シス
テムは知られており広く使用されている。このシ
ステムは他の伝達システム例えば埋込み電池の使
用又は直接経皮ワイヤリングの使用よりも一般に
好まれている。典型的には、送信器は２つの誘導
結合コイルを介して埋込み受信器へ変調信号を送
る。コイルはバンドパスフイルタといて協働作用
する同調回路の部分である。
本出願人の米国特許第4284856と1981年５月26
日本出願人が出願した現在係属中の米国特許出願
第267405は、経皮信号伝達に誘導結合コイルを使
用している聴覚刺激装置を開示している。埋込ん
だコイルに誘起される電圧が送信器のコイルの正
確な位置ぎめに結果的に依存して最適効果を生ず
るよう誘電伝達システムを設計していた。このた
め、精確な出力信号が必要とされる聴覚刺激のよ
うな応用では、誘導伝達システムの有効性には限
界がある。
従つて、本発明の対象は誘導結合コイルを利用
した改良型経皮信号伝達システムである。
本発明の別の対象は、経皮伝達システムにおい
て相対的な位置の許容度を改善した誘導結合コイ
ルの使用である。
本発明の更に別の対象は、誘導結合コイルによ
る信号の伝達の改良法である。
簡単にいえば、患者に埋め込んだ受信器へ患者
の外側の送信器から信号を伝達する本発明による
経皮信号伝達システムは、送信器における第１の
同調回路と受信器における第２の同調回路とがこ
れらの回路の最も好都合な変位許容度をもつて本
質的にクリテイカルな結合を達成するように配置
されているということを特徴としている。
送信器の同調回路の結合コイルと受信器の同調
回路の結合コイルとの本質的にクリテイカルな結
合を達成するため受信器の同調回路の結合コイル
に対る送信器の同調回路の結合コイルの位置きめ
の許容度は、送信器同調回路と受信器同調回路の
Ｑが５よりも大きく、且つ送信器の同調回路のＱ
が受信器の同調回路のＱの好ましくは３倍である
ようにすることによつて高められる。送信器の同
調回路が並列同調回路である場合には、それは不
飽和電流源によつて駆動されるのが好ましい。受
信器が負荷となつていないときに送信器のモード
抵抗を測定し、次にこの無負荷の場合の半分に送
信器のモード抵抗が減少するよう受信器コイルに
対し送信器コイルを配置することによつてクリテ
イカルな結合を決定できる。出力トランジスタの
rfコレクタ電圧を観察することにより負荷抵抗を
最もよく測定できる。
本発明の対象とそれの特徴とは添付図を参照し
ての以下の説明から容易に理解されよう。
第１図は経皮信号伝達システムの略図である。
第２図は同調回路のＱの値についてコイル結合
フアクタ（正規化したもの）対回路シンメトリの
グラフである。
第３図は本発明に従う聴覚刺激システムのブロ
ツク図である。
第４図と第５図とは第３図に示す刺激システム
の２つの実施例の電気回路図である。
添付図を参照する。第１図の電気回路図に示す
経皮信号伝達システムは、全体を１０で示す送信
器の同調回路と全体を１２で示す受信器の同調回
路とを備えている。送信器の同調回路１０は無線
周波増巾トランジスタ１４により駆動され、そし
てこの同調回路１０は抵抗Ｒ１、コンデンサＣ１
そしてインダクタＬ１を備え、これらはすべて並
列に接続されている。受信器の同調回路はインダ
クタＬ２、コンデンサＣ２そして負荷抵抗Ｒ２を
備え、これらはすべて並列に接続されている。こ
れら２つのコイルＬ１，Ｌ２は相互インダクタン
スＭを有している。
２つのコイルの結合係数は相互インダクタンス
ＭとインダクタンスＬ１，Ｌ２とにより次のよう
に表わされる。
Ｋ＝Ｍ／（L1・L2）1/2 ２つのコイルがＱ１とＱ２の同調回路内にそれ
ぞれ含まれていて、第１図に示すようにバンドパ
スフイルタを形成している場合には結合係数は次
のように正規化される。
Ｋ＝ｋ（Q1・Q2）1/2＝（Q1・Q2）1/2・Ｍ／
（L1・L2）1/2 クリテイカルカツプリングは、電流源により駆
動されている２つの同調回路から成るバンドパス
フイルタについていうのであり、そしてクリテイ
カルカツプリングにおいて出力電圧は最大値とな
る。増大したカツプリング又は過度のカツプリン
グに対しても、減少したカツプリング又は過少な
カツプリングに対しても出力電圧は小さくなる。
クリテイカルカツプリングは、同調回路のＱの値
とは無関係にＫ＝１で生じる。本分中で使用して
いるクリテイカルな距離とはクリテイカルカツプ
リングが生じる送信器のコイルと受信器のコイル
との間の距離である。
１つの最大値をもつ形から２つの最大値をもつ
形へ２つのコイルのトランスインピーダンスを移
行させるに必要なカツプリングの大きさが過度カ
ツプリングである。第２図に示されているよう
に、過渡カツプリングに対するカツプリング係数
Ｋは２つのコイルのＱの値の比、即ちｑ＝Q1／
Q2により変る。
第２図は、同調回路のＱの値、Q1とQ2につい
て正規化コイルカツプリング係数Ｋ対回路シンメ
トリのグラフである。このグラフから判ること
は、直線１６により示されているように同調回路
の各Ｑ値とは関係なくＫ＝１でクリテイカルなカ
ツプリングが生じているということである。曲線
１８は、１つの最大値をもつ形から２つの最大値
をもつ形へトランスインピーダンスの絶対値を移
行させるに必要な過渡カツプリングのグラフであ
る。曲線１８によつて判るように、過度カツプリ
ングはＱの値により変る。周波数により変る入力
インピーダンスの絶対値を移行させるに必要なカ
ツプリングの大きさ、即ち入力過渡カツプリング
は曲線２０により示されている。入力過渡カツプ
リングも結合されたコイルのＱの値によつて変
る。第２図から判るように、ｑ＝３、即ちQ1＝
3Q2に対し周波数により変る過度インピーダンス
は１つの最大値から２つの最大値へ進み、クリテ
イカルなカツプリングを示す。
同調回路がクリテイカル結合している経皮信号
伝達システムを設計することにより、埋込みコイ
ルの誘起電圧のコイル分離に対する依存性は平坦
な最大値を示す。クリテイカルな距離の付近でカ
ツプリングは、出力電圧が極めて僅か変化する程
度に間隔即ち横方向の距離を変えることにより変
えられる。かくして、伝達システムは位置許容誤
差に対して最適化される。
本発明による聴覚刺激装置のブロツク図である
第３図と、第３図の装置の略図である第４，５図
を参照する。
第３図において、マイクロホン５２の出力は破
線５４で囲んで示すスピーチプロセツサへ加えら
れる。スピーチプロセツサチヤンネルに含まれて
いる利得調整増巾器GCA５６の入力にマイクロ
ホン５２からの出力を加え、そして利得調整増巾
器５６からの出力はバンドパスフイルタBPF５
８を通つていわゆるイソラウドネス周波数調整回
路６０へ加えられる。スピーチプロセツサ電子装
置５４に含まれるダイナミツクレンジコンプレツ
シヨン回路６２はイソラウドネス周波数調整回路
６０の前でも後でもそのどちらに配置してもよ
い。
スピーチプロセツサ５４からの出力は振巾変調
送信器モジユール６４内の無線周波数発振器から
の出力を変調する。送信器からの変調された出力
は伝達コイル６６とコンデンサ６８とに加えら
れ、これら２つの回路素子は同調回路７０として
作用する。
埋込みユニツト３６は皮膚７２の右側に示され
ており、そして並列コンデンサ７４を有する受信
器のコイル２２を含む。受信コイル２２とコンデ
ンサ７４との並列組合せは同調受信回路７６を形
成する。この同調受信回路からの出力はダイオー
ド復調回路網７８の入力へ加えられ、この復調回
路網７８は無線周波搬送波から変調包絡線を取り
除くよう普通の仕方で動作する。ダイオード復調
器からの出力はリード線２４を介して活性電極面
と中性電極面とへ加えられる。
スピーチプロセツサ電子装置の構成と動作とは
1981年５月26日に本出願人が出願し、現在係属中
の米国特許第2678405に詳述されているので、こ
こでその装置を説明する必要はないと考える。然
しながら、振巾変調送信器モジユール６４の構成
は第４図の電気回路の略図を参照して詳述してお
く。この図においてマイクロホンピツクアツプ５
２とそれへ接続されているスピーチプロセツサモ
ジユール５４とは、全体を８６で示す変圧器の２
次巻線８４の第１端子８２へ結合されているもの
として示されている。変圧器の１次巻線８８は無
線周波発振器９０に接続されている。
端子８２と大地との間に減結合コンデンサ９２
を接続する。このコンデンサは普通の仕方で無線
周波数を減係合している。２次巻線８４の他方の
端子はNPNトランジスタ９４のベース電極へ直
結される。トランジスタのエミツタ電極は接地さ
れ、そしてそれのコレクタ電極は送信コイル６６
の中間端子９６へ結合される。コンデンサ６８は
全伝達コイル６６と並列に接続され、そして送信
器９４の直流バイアス電圧は端子１００に加えら
れる。コイル６６とコンデンサ６８との共通接続
点と大地との間に別の無線周波減結合コンデンサ
１０２が接続される。
埋込まれている受信器モジユール３６は受信コ
イル２２と同調コンデンサ７４とを備える。受信
器の復調器部分は、受信コイル２２の中間端子１
０６へアノードを接続しそして接続点１０８へカ
ソード電極を接続した半導体ダイオード１０４か
ら成る。抵抗１１０とコンデンサ１１２とは接続
点１０８とコイル２２の外側端子１１４との間で
相互に並列に接続されている。接続点１０８と活
性電極との間に直列にブロツキングコンデンサ１
１６を配置する。第２電極は前述の接続点１１４
へ直結される。
動作に当つて、話しから取出され、時間につれ
て変化する波である変調信号はスピーチプロセツ
サ５４の出力に現われ、そして抵抗８０を介して
トランジスタ変調器へ加えられ、このトランジス
タ９４のベースへ結合されている変圧器を介して
発振器９０から無線周波搬送波が加えられてい
る。コンデンサ９２とコンデンサ１０２とは無線
周波信号を直流源からは減結合している。変調ト
ランジスタ９４のコレクタは、コイル６６とコン
デンサ６８とを含む同調送信器回路のタツプへ接
続されている。送信器コイル６６は変調された搬
送波信号を埋込んだ受信器のコイル２２へ誘導結
合し、この受信器のコイル２２は、コンデンサ７
４と一緒になつて同調受信回路を構成している。
受信された信号は普通の仕方で半導体ダイオード
１０４により復調され、コンデンサ１１２は無線
周波減結合を果し、そして抵抗１１０は大地への
直流路を与えている。コンデンサ１１６は直流が
電極へ流れるのを阻止している。
同調送信回路と同調受信器回路との組合せはバ
ンドパスフイルター回路網を構成している。送信
器のコイル６６が受信器のコイル２２に対しクリ
テイカルな距離に配置されると刺激電圧は送信器
のコイル６６と受信器のコイル２２との間の絶対
位置と無関係であることが判明した。上に述べた
ようにクリテイカルな距離は、クリテイカルな結
合が生じる送信器のコイルと受信器のコイルとの
間の間隔をいう。もしこの間隔がクリテイカルな
距離よりも小さいと、過剰結合となり、そしてそ
の２つのコイル間の間隔がクリテイカルな距離を
越えると過少結合となる。同調バンドパスフイル
タに対し、実効クリテイカル結合はクリテイカル
距離の付近のコイル間隔にわたつて比較的安定し
た出力電圧を保証する。
受信器のコイルの電圧を送信器のコイルに流れ
る電流で割つた比（V２／i1）であるトランスイ
ンピーダンス（transimpedance）rnは、電流源
が送信器巻線を駆動する場合だけ受信器のコイル
に誘起される電圧を決定している。もし出力トラ
ンジスタ９４が飽和すると、入力電圧は一定に保
され、そして２次（受信コイル）の誘起電圧はト
ランスインピーダンスrnｋによつて決められるこ
とはなくなり、結合係数Ｋに比例して増大する電
圧利得により決められることとなり、そしてその
ため相対的な最大値を示さなくなる。かくして、
クリテイカル結合もクリテイカル距離もこの状態
では起らない。それ故、出力トランジスタ９４の
飽和はクリテイカルな結合値のいずれの側である
範囲の結合係数にわたつて回避されることとなろ
う。飽和が起つたとしたならば、利用し得る範囲
の結合係数は送信器のコイルと受信器のコイルと
の変位許容のように著しく減少せしめられる。
受信器を外科手術により埋込む場合には、埋込
み手術を行なつてしまうと、受信器電極内の振動
の節で直接測定することは実際には不可能とな
る。それ故、クリテイカル結合を得るための送信
器のコイルの位置は、送信器回路から得られる測
定から決めなければならない。
クリテイカル結合において、送信コイルの端子
から内側を見たときの入力抵抗は結合が全くない
ときの値の半分まで減少するということも示され
ている。このことを覚えておいて、クリテイカル
距離における送信器のコイルの最適配置を求める
ことができる。即ち、トランジスタ９４を飽和さ
せない低レベルの無線周波搬送波をトランジスタ
９４のベースへ加えることによりトランジスタ９
４の無線周波コレクタ電圧を、埋込んだ受信器の
コイルに送信器のコイルを接近させながら測定す
る。無負荷における値に対して無線周波コレクタ
電圧を50パーセント低下させるに必要な距離がク
リテイカル距離に送信器のコイルを配置している
ことを示している。
50％減少を見付けるため送信器のコイル電圧を
監視する技術とはやゝ異なるアプローチとして、
掃引入力抵抗の観察がある。即ち、送信器のコイ
ルを受信器のコイルに接近させていき入力電流に
対する入力電圧の比の変化が１つの最大値からク
リテイカル結合における２つの最大値へ移行する
のを観察するのであつて、これは容易である。こ
の方法の利点は、スピーチで変調した信号を受信
器へ伝達するのに実際使用される搬送波のレベル
でその方法を実施できるということにある。別の
方法は減少した搬送波レベルを使用するのであつ
て、その場合もし送信器に使用される無線周波増
巾器の出力インピーダンスが電圧によつて変化す
るとやゝ不精確な結果となる。この後の方法を実
施するには、送信器のタンク回路のＱが受信器の
タンク回路のＱの３倍程度であることが必要であ
る。
第４図において、スピーチプロセツサ５４から
の変調信号は変圧器の２次巻線８４により出力ト
ランジスタ９４のベースへ加えられる。出力トラ
ンジスタのベースコンタクトに変調信号を加える
ことにより（位相変調）、飽和は回避される。コ
レクタ変調を利用するときは、この望ましくない
飽和が生じる。然しながら、エミツタ電極に変調
信号を加えれば解決できる。
外部のスピーチプロセツサと送信器との組合せ
と埋込み受信器との別の構成を第５図に示す。単
一のスピーチプロセツサー回路網５４と一組の刺
激電極２４とはデユアル伝送チヤンネルでインタ
ーフエースさせて経皮刺激を行わせる。マイクロ
ホンピツクアツプ５２の入力はスピーチプロセツ
サ５４へ加えられる。このスピーチプロセツサ５
４は前述の米国特許第267405に記載されているよ
うに構成されている。スピーチプロセツサ回路５
４からの変調信号は全体を１１８を示す位相スプ
リツタへ加えられ、そこから振巾変調送信器１２
０と１２２とへ加えられる。位相スプリツタは、
電圧源Vcへ抵抗１２６を介してコレクタを接続
したNPNトランジスタ１２４を含むものとして
示されている。トランジスタ１２４のエミツタ電
極は抵抗１２８を介して接地されている。トラン
ジスタ１２４のコレクタ電極から信号は送信器１
２０へ加えられ、トランジスタ１２４のエミツタ
電極に現われる信号は送信器１２２へ加えられ
る。
送信器１２０の出力は送信器のコイル１３３と
並列コンデンサ１３５とから成る同調回路１３１
へ加えられ、送信器１２２の出力は送信器のコイ
ル１３２と同調コンデンサ１３４とから成る同様
の同調回路１３０へ加えられる。患者の耳介の後
ろの側頭部の筋肉の下に埋込んだ受信器モジユー
ルが含む同調回路１３６と１３８とはそれぞれ送
信同調回路１３０と１３１とに誘導結合されてい
る。同調回路１３６は受信コイル１４０と同調コ
ンデンサ１４２とを含み、同調回路１３８は受信
コイル１４４と同調コンデンサ１４６とを含む。
受信コイル１４０の中間端子へ接続されているの
は半導体ダイオード１４８のアノード電極であ
る。このダイオードのカソード電極は接続点１５
０へ結合されている。受信コイル１４４の端子と
接続点１５０との間に反対極性のダイオード１５
２が接続されている。受信コイル１４０，１４４
の下方の端子は接続点１５１に一緒に結合されて
いる。接続点１５０と１５１との間には無線周波
バイパスコンデンサ１５３と負荷抵抗１５４との
並列組合せが接続されている。接続点１５０も直
流ブロツキングコンデンサ１５５を介して活性電
極へ結合されており、接続点１５１は大地、又は
他方の電極へ接続されている。
単一チヤンネルの２つの電極を使用してたヾ一
個所だけ（隆起又は蝸牛空膜）を刺激するのに第
５図の回路を使用する。この回路はプツシユプル
の形態で作動する２つの伝送チヤンネルを使用し
ている。このプツシユプルの構造の利点は、抵抗
１５４を非常に大きく（又は取除くことさえ）で
き、それにより埋込み部材へ送られた実質的にす
べての電力が電極へ到着するということである
（勿論ダイオードの損失を無視してのことである
か）。かくして、第４図のシングル伝達チヤンネ
ル装置と比較して約４分の１に入力を減少でき
る。
第５図の実施例を、それぞれが第４図の単一伝
送チヤンネルに本質的に等価である２つの伝送チ
ヤンネルから成るものとして考えてもよい。電極
インピーダンスと比較して抵抗１５４の値を大き
くしているので、２つのチヤンネルの伝送特性に
非対称性があつてそのため差電流が生じてもその
差電流は抵抗１５４が吸収する。抵抗１５４の利
点は、一方のチヤンネルだけが動作すると第４図
の抵抗１１０と同じように作動するということで
ある。かくして、この形態は一つの伝送チヤンネ
ルが失われて、低効率で作動するとき別の伝送チ
ヤンネルを提供することにより信頼性を増大す
る。
第５図の回路において送信器は180度位相の異
なる信号により変調される。これらの変調信号
は、スイーチプロセツサ５４によりマイクロホン
５２から得た音声信号により駆動される位相スプ
リツタ１１８から得られる。
第４，５図の実施例におけるように２つの同調
並列共振回路を使用するバンドパスフイルタを構
成する代りに１つの直列同調回路と１つの並列同
調回路とをもつバンドパスフイルタとすることも
可であることを当業者であれば理解しよう。この
場合バンドパスフイルタの入力を電流駆動ではな
く、電圧駆動してクリテイカル結合点で誘起電圧
の最大値を得る。直列同調回路が送信器の一部分
を形成している構造では出力トランジスタが飽和
状態で作動し、そしてコレクタ変調により変調す
るのが好ましい。直列回路が受信電極の一部を形
成している場合には送信器の並列同調回路は不飽
和無線周波増巾器により駆動される。
本発明の実施例を説明したけれどもこれらは本
発明の例示であつて、本発明を限定するものとし
て解すべきではない。本発明の思想内で当業者は
種々に変更することもあろう。
JP57502802A 1981-09-18 1982-09-17 経皮信号伝達装置 Granted JPS58501457A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US06/303,590 US4441210A (en) 1981-09-18 1981-09-18 Transcutaneous signal transmission system and methods
US303590 1981-09-18

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS58501457A JPS58501457A (ja) 1983-09-01
JPH059114B2 true JPH059114B2 (ja) 1993-02-04

Family

ID=23172790

Family Applications (1)

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