JPS621726B2 - - Google Patents
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- JPS621726B2 JPS621726B2 JP53029328A JP2932878A JPS621726B2 JP S621726 B2 JPS621726 B2 JP S621726B2 JP 53029328 A JP53029328 A JP 53029328A JP 2932878 A JP2932878 A JP 2932878A JP S621726 B2 JPS621726 B2 JP S621726B2
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- Japan
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- signal
- pulse
- hearing
- electrodes
- circuit
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Classifications
-
- 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
- A61N1/36036—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of the outer, middle or inner ear
- A61N1/36038—Cochlear stimulation
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
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- Prostheses (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
この発明は聴力補綴装置に関し、特に内耳の蝸
牛神経内に移植した電極を利用する完全聾者用の
聴力補綴装置に関する。
牛神経内に移植した電極を利用する完全聾者用の
聴力補綴装置に関する。
周知の様に、音は機械的振動であり、これは鼓
膜と耳小骨の働きによつて内耳液に伝わり蝸牛の
毛細胞を刺〓する。この毛細胞によつて、機械的
振動は電気生理学的信号に変換されて蝸牛神経繊
維の樹状突起へ伝達される。
膜と耳小骨の働きによつて内耳液に伝わり蝸牛の
毛細胞を刺〓する。この毛細胞によつて、機械的
振動は電気生理学的信号に変換されて蝸牛神経繊
維の樹状突起へ伝達される。
完全聾者の場合、毛細胞に欠陥があるため、耳
に与える機械的エネルギを多少増大させるだけの
標準型補綴装置では役に立たない。
に与える機械的エネルギを多少増大させるだけの
標準型補綴装置では役に立たない。
「プレス・メデイカル（PRESSE
MEDICALE）」試（35 1417、1957年）に掲載の
論文において、エリエ（EYRIES）およびジユル
ノ（DJOURNO）両博士が述べているところに依
れば、電流の作用によつて直接的に蝸牛神経を刺
〓して音感を生起できるが、未だこの音感は脳に
とつて明瞭でなくまた意味を理解できないもので
あるということである。
MEDICALE）」試（35 1417、1957年）に掲載の
論文において、エリエ（EYRIES）およびジユル
ノ（DJOURNO）両博士が述べているところに依
れば、電流の作用によつて直接的に蝸牛神経を刺
〓して音感を生起できるが、未だこの音感は脳に
とつて明瞭でなくまた意味を理解できないもので
あるということである。
蝸牛神経の直接刺〓によつて、欠陥のある外耳
および中耳を事実上短絡するようにした聴力補綴
装置が既に開発されている。この装置では、蝸牛
に移植した電極に対して、電気信号に変換された
音の情報を複数本のワイヤを通じて伝達する。し
かしこの補綴装置には多くの欠点がある。特に、
電気信号を移植電極へ伝えるワイヤをテフロン製
コネクタによつて皮膚に通さなければならず、患
者に不快感を与えてしまうということがある。
および中耳を事実上短絡するようにした聴力補綴
装置が既に開発されている。この装置では、蝸牛
に移植した電極に対して、電気信号に変換された
音の情報を複数本のワイヤを通じて伝達する。し
かしこの補綴装置には多くの欠点がある。特に、
電気信号を移植電極へ伝えるワイヤをテフロン製
コネクタによつて皮膚に通さなければならず、患
者に不快感を与えてしまうということがある。
また他の聴力補綴装置として、皮下に移植しか
つ外部の送信器と誘導的に結合した受信器によつ
て、蝸牛神経刺〓パルスを移植電極に供給するよ
うにしたものが開発されている。この種の聴力補
綴装置の一例は米国特許第3449768に記載されて
いる。
つ外部の送信器と誘導的に結合した受信器によつ
て、蝸牛神経刺〓パルスを移植電極に供給するよ
うにしたものが開発されている。この種の聴力補
綴装置の一例は米国特許第3449768に記載されて
いる。
上記米国特許に記載の装置においては、ｎ個の
電極が蝸牛内に移植されたシステムが設けられて
いる。各電極は、蝸牛神経のｎ個の隣接する神経
繊維群の一つにそれぞれ割当られるように位置づ
けされている。これらｎ個の電極は、電磁的にか
つ別々に皮膚を通して送信器のｎ個の出力に連結
される。この送信器は、１個のマイクロフオンと
１個の増幅器およびｎ個のゲートを必須要素とし
て備えている。これらのゲートは、音情報を表わ
す信号の送信に合せてゲート信号を受信するよう
になつている。このような構成によれば神経繊維
群毎に刺〓できる。そして、一つの神経繊維群に
あつては、音信号の振幅が大きいほど刺〓される
神経繊維の本数が増し、また脳は当該一つの神経
繊維群中の同数の神経繊維に対する刺〓の反復頻
度から音信号の周波数を判断する。上記装置は、
ｎ個の電磁的結合手段、すなわち移植したｎ個の
受信コイルと皮膚を通じて結合するｎ個の送信コ
イルを必要とすることが理解できよう。かかる考
え方は理論的には良いが、しかしこれを実施する
のは困難である。すなわち、寸法が小さくかつｎ
個のチヤンネル間にクロストークを起さず、しか
も外科医による極めて微妙な作業を必要としない
様な構造を見出すのは容易でない。
電極が蝸牛内に移植されたシステムが設けられて
いる。各電極は、蝸牛神経のｎ個の隣接する神経
繊維群の一つにそれぞれ割当られるように位置づ
けされている。これらｎ個の電極は、電磁的にか
つ別々に皮膚を通して送信器のｎ個の出力に連結
される。この送信器は、１個のマイクロフオンと
１個の増幅器およびｎ個のゲートを必須要素とし
て備えている。これらのゲートは、音情報を表わ
す信号の送信に合せてゲート信号を受信するよう
になつている。このような構成によれば神経繊維
群毎に刺〓できる。そして、一つの神経繊維群に
あつては、音信号の振幅が大きいほど刺〓される
神経繊維の本数が増し、また脳は当該一つの神経
繊維群中の同数の神経繊維に対する刺〓の反復頻
度から音信号の周波数を判断する。上記装置は、
ｎ個の電磁的結合手段、すなわち移植したｎ個の
受信コイルと皮膚を通じて結合するｎ個の送信コ
イルを必要とすることが理解できよう。かかる考
え方は理論的には良いが、しかしこれを実施する
のは困難である。すなわち、寸法が小さくかつｎ
個のチヤンネル間にクロストークを起さず、しか
も外科医による極めて微妙な作業を必要としない
様な構造を見出すのは容易でない。
さて、蝸牛の長手方向に分布す各部分が特定の
音の周波数によつて選択的に刺〓を受け、その刺
〓された周波数に相当する音感を脳に与えるよう
に見受けられる。従つて、受信音の主要周波数帯
域毎に分離した信号を用いて蝸牛の別々の部分を
刺〓することによつて、音や言葉や音楽に対する
ある程度の識別力を回復できると考えてよいであ
ろう。音情報信号は生理学上の見地から適合化し
た後、それぞれを電磁チヤンネルを通じて送つて
蝸牛に移植した特定の電極を刺〓させるようにで
きる。接地電極は、刺〓される電極に接近して位
置させてよい。しかしながら、「ラ・ルシエルシ
エ」誌（第６巻、56号、1975年５月）の論文から
分かるように、蝸牛内に絶縁壁を移植して蝸牛を
複数の絶縁された小室に分割し、それによつて部
分別にかつ選択的に聴神経の特定箇所を刺〓でき
るようにした場合は、接地電極を蝸牛内に移植す
る必要はない。
音の周波数によつて選択的に刺〓を受け、その刺
〓された周波数に相当する音感を脳に与えるよう
に見受けられる。従つて、受信音の主要周波数帯
域毎に分離した信号を用いて蝸牛の別々の部分を
刺〓することによつて、音や言葉や音楽に対する
ある程度の識別力を回復できると考えてよいであ
ろう。音情報信号は生理学上の見地から適合化し
た後、それぞれを電磁チヤンネルを通じて送つて
蝸牛に移植した特定の電極を刺〓させるようにで
きる。接地電極は、刺〓される電極に接近して位
置させてよい。しかしながら、「ラ・ルシエルシ
エ」誌（第６巻、56号、1975年５月）の論文から
分かるように、蝸牛内に絶縁壁を移植して蝸牛を
複数の絶縁された小室に分割し、それによつて部
分別にかつ選択的に聴神経の特定箇所を刺〓でき
るようにした場合は、接地電極を蝸牛内に移植す
る必要はない。
この発明の主たる目的は、完全聾者に言葉を理
解する能力を与えることによつて会話能力を回復
させることにある。
解する能力を与えることによつて会話能力を回復
させることにある。
この発明の他の目的は、患者に不快感を与える
ことなくかつ極めて複雑な外科的手段を伴なうこ
となく、患者の体内に極く小形の高信頼度の電子
装置を移植するだけでよい改良された聴力補綴装
置を提供するにある。
ことなくかつ極めて複雑な外科的手段を伴なうこ
となく、患者の体内に極く小形の高信頼度の電子
装置を移植するだけでよい改良された聴力補綴装
置を提供するにある。
この発明のさらに他の目的は、蝸牛内に移植す
る多数の電極と、受信用移植体と、この受信用移
植体と皮膚を介して誘導的に結合される外部送信
器とを具備する聴力補綴装置を提供するにある。
る多数の電極と、受信用移植体と、この受信用移
植体と皮膚を介して誘導的に結合される外部送信
器とを具備する聴力補綴装置を提供するにある。
この発明による聴力補綴装置は、音域内のｎ個
の個別の周波数を脳が判別できるように選定され
る蝸牛内の個別のｎ個の位置に移植されるｎ個の
電極と、最小パルス持続時間がｔのｎ個の生理的
パルス信号Ｆ＞1/tの速度で順次分析するための
手段を必須要素として含む送信器とを具備する。
上記生理的パルス信号は、脳によつて区別できる
ｎ個の周波数に対応するｎ個の周波数成分を得る
ために、マイクロフオンで収集された情報信号か
ら導き出されたｎ個の分析信号からつくられる。
上記送信器は、前記分析手段の他に、一つの送信
コイルと受信用移植体の一つのコイルとを介して
高周波信号を割当てられた電極へ送る手段をさら
に備えている。上記高周波信号は、それぞれｎ個
の電極に割当てられまた送信エネルギを示すとこ
ろの少なくともｎ個のパルスを持つラスタ信号で
ある。この発明の聴力補綴装置は、さらに、上記
の受信用移植体がそれ自体で受信信号によつて作
動できるようにするための手段を備える。
の個別の周波数を脳が判別できるように選定され
る蝸牛内の個別のｎ個の位置に移植されるｎ個の
電極と、最小パルス持続時間がｔのｎ個の生理的
パルス信号Ｆ＞1/tの速度で順次分析するための
手段を必須要素として含む送信器とを具備する。
上記生理的パルス信号は、脳によつて区別できる
ｎ個の周波数に対応するｎ個の周波数成分を得る
ために、マイクロフオンで収集された情報信号か
ら導き出されたｎ個の分析信号からつくられる。
上記送信器は、前記分析手段の他に、一つの送信
コイルと受信用移植体の一つのコイルとを介して
高周波信号を割当てられた電極へ送る手段をさら
に備えている。上記高周波信号は、それぞれｎ個
の電極に割当てられまた送信エネルギを示すとこ
ろの少なくともｎ個のパルスを持つラスタ信号で
ある。この発明の聴力補綴装置は、さらに、上記
の受信用移植体がそれ自体で受信信号によつて作
動できるようにするための手段を備える。
以上に述べた以外のこの発明の目的と特長並び
に利点は、以下の説明を添付図面と関連させて読
むことにより明らかになるであろう。
に利点は、以下の説明を添付図面と関連させて読
むことにより明らかになるであろう。
この発明の一実施例を第１図ないし第３図に沿
つて詳細に説明する。
つて詳細に説明する。
第１図はこの発明による聴力補綴装置の送信器
のブロツク図である。マイクロフオン１は増幅器
２に結合されており、この増幅器２の出力は信号
圧縮器３に結合される。
のブロツク図である。マイクロフオン１は増幅器
２に結合されており、この増幅器２の出力は信号
圧縮器３に結合される。
信号圧縮器３において、音情報信号の動的特性
が耳の動的特性に適合化される。例えば、40dB
（知覚できるようになる雑音レベル）から100dB
（苦痛を感じ始める雑音レベル）まで変化する雑
音は信号圧縮器３によつて4dBの範囲内まで圧縮
される。この圧縮率は収集される各時点の雑音レ
ベルに常に比例するため、脳における知覚感度が
変化することが無い（通常、かかる圧縮操作は鼓
膜と中耳で行なわれる）。上記信号圧縮器３は、
アナログ尖頭値検出器と、この検出器のアナログ
出力から制御用デイジタル信号を演算する計算
器、および上記増幅器２から出力されるアナログ
信号を上記デイジタル信号で振幅変調した信号に
変換するためのアナログ／デイジタル乗算器とに
よつて上手に構成できる（ただし信号圧縮器の回
路は詳細には示さない。）。
が耳の動的特性に適合化される。例えば、40dB
（知覚できるようになる雑音レベル）から100dB
（苦痛を感じ始める雑音レベル）まで変化する雑
音は信号圧縮器３によつて4dBの範囲内まで圧縮
される。この圧縮率は収集される各時点の雑音レ
ベルに常に比例するため、脳における知覚感度が
変化することが無い（通常、かかる圧縮操作は鼓
膜と中耳で行なわれる）。上記信号圧縮器３は、
アナログ尖頭値検出器と、この検出器のアナログ
出力から制御用デイジタル信号を演算する計算
器、および上記増幅器２から出力されるアナログ
信号を上記デイジタル信号で振幅変調した信号に
変換するためのアナログ／デイジタル乗算器とに
よつて上手に構成できる（ただし信号圧縮器の回
路は詳細には示さない。）。
上記信号圧縮器３は分析回路網４に結合され
る。この分析回路網４は、増幅および圧縮した音
情報信号をｎ個の分析信号に変換する。これら分
析信号の周波数は脳で区別できるｎ個の周波数に
それぞれ対応する。この様な作用を達成するため
に、上記分析回路網４はｎ個のフイルタF1，
F2，…Ｆoを備えている。そして、受信用移植体
に結合したｎ個の電極を媒介して脳で区別できる
ｎ個の周波数に相当するｎ個の周波数に合わせた
周波数特性を前記フイルタF1，F2，…，ＦNに与
えている。一例を挙げれば、分析回路網４は、適
正に理解容易な情報を包含する周波数帯域、例え
ば300Hz〜3000Hzの帯域を分析可能とする少なく
とも８個のフイルタ（８個の移植電極に対する）
によつて構成でき、また脳で区別される周波数を
スペクトル移動によつて例えば100KHz〜10KHz
の帯域に置き換えるよう構成できる。
る。この分析回路網４は、増幅および圧縮した音
情報信号をｎ個の分析信号に変換する。これら分
析信号の周波数は脳で区別できるｎ個の周波数に
それぞれ対応する。この様な作用を達成するため
に、上記分析回路網４はｎ個のフイルタF1，
F2，…Ｆoを備えている。そして、受信用移植体
に結合したｎ個の電極を媒介して脳で区別できる
ｎ個の周波数に相当するｎ個の周波数に合わせた
周波数特性を前記フイルタF1，F2，…，ＦNに与
えている。一例を挙げれば、分析回路網４は、適
正に理解容易な情報を包含する周波数帯域、例え
ば300Hz〜3000Hzの帯域を分析可能とする少なく
とも８個のフイルタ（８個の移植電極に対する）
によつて構成でき、また脳で区別される周波数を
スペクトル移動によつて例えば100KHz〜10KHz
の帯域に置き換えるよう構成できる。
分析回路網４の出力端子は２つの回路網、つま
り振幅演算回路網５と生理的信号生成回路網８と
に接続される。すなわち、分析回路網４の各フイ
ルタは、振幅演算回路網５内の対応するエネル
ギ・フオロワ回路SE1，SE2，…，SEoと、信号
生成回路８内の対応する変調器GP1，GP2，…，
GPoにそれぞれ接続される。
り振幅演算回路網５と生理的信号生成回路網８と
に接続される。すなわち、分析回路網４の各フイ
ルタは、振幅演算回路網５内の対応するエネル
ギ・フオロワ回路SE1，SE2，…，SEoと、信号
生成回路８内の対応する変調器GP1，GP2，…，
GPoにそれぞれ接続される。
他方、振幅演算回路網５内のエネルギ・フオロ
ワ回路SE1，SE2，…，SEoの出力端子はマルチ
プレクサ６に接続され、また変調器GP1，GP2，
…，GPoの出力端子は他のマルチプレクサ９に接
続される。
ワ回路SE1，SE2，…，SEoの出力端子はマルチ
プレクサ６に接続され、また変調器GP1，GP2，
…，GPoの出力端子は他のマルチプレクサ９に接
続される。
振幅演算回路網５において、各エネルギ・フオ
ロワ回路SE1，SE2，…，SEoは、フイルタF1，
F2，…，Ｆoのうちマルチプレクサ６に含まれて
いる逐次分析手段によつて選択される２つのフイ
ルタから受信する信号の振幅のアナログ平均値を
算出する。マルチプレクサ６から出力されるアナ
ログ信号はアナログ／デイジタル変換器７によつ
てデイジタル信号に変換される。
ロワ回路SE1，SE2，…，SEoは、フイルタF1，
F2，…，Ｆoのうちマルチプレクサ６に含まれて
いる逐次分析手段によつて選択される２つのフイ
ルタから受信する信号の振幅のアナログ平均値を
算出する。マルチプレクサ６から出力されるアナ
ログ信号はアナログ／デイジタル変換器７によつ
てデイジタル信号に変換される。
生理的信号生成回路網８の各変調器GP1，
GP2，…，GPoは、それに接続される各フイルタ
F1，F2，…，Ｆoによつて与えられる周波数分析
信号によつて作動する。実際、各変調器GP1，
GP2，…，GPoは発振器であり、生理学的に適合
化した信号を発生するものである（多数の生理的
信号を第３図に示してある。）。変調器GP1，
GP2，GPoから与えられるこれら生理的信号は、
最短パルス持続時間がｔでかつパルス休止時間ｒ
が比較的長いパルス信号である。研究室における
生理学的研究によつて、ｔとｒの値は充分正確に
決定されている。これらパルス持続時間ｔは例え
ば0.2mSec.から0.4mSec.の間でよく、またパル
ス休止時間ｒは略々0.5mSec.程度である。前記
生理的信号パルスの振幅はある最大値に略々一定
である。既に述べた如く、各変調器GP1，GP2，
…，GPoはそれに接続されるフイルタF1，F2，
…，Ｆoの出力信号で作動する。事実、逐次分析
の間中、マイクロフオンで収集された音情報信号
の内容と前記生理的信号の形態に基づいて、マル
チプレクサ９はそれに接続されている一つの変調
器GP1，GP2，…，GPoの出力に高レベルが存在
するか否かを示す。
GP2，…，GPoは、それに接続される各フイルタ
F1，F2，…，Ｆoによつて与えられる周波数分析
信号によつて作動する。実際、各変調器GP1，
GP2，…，GPoは発振器であり、生理学的に適合
化した信号を発生するものである（多数の生理的
信号を第３図に示してある。）。変調器GP1，
GP2，GPoから与えられるこれら生理的信号は、
最短パルス持続時間がｔでかつパルス休止時間ｒ
が比較的長いパルス信号である。研究室における
生理学的研究によつて、ｔとｒの値は充分正確に
決定されている。これらパルス持続時間ｔは例え
ば0.2mSec.から0.4mSec.の間でよく、またパル
ス休止時間ｒは略々0.5mSec.程度である。前記
生理的信号パルスの振幅はある最大値に略々一定
である。既に述べた如く、各変調器GP1，GP2，
…，GPoはそれに接続されるフイルタF1，F2，
…，Ｆoの出力信号で作動する。事実、逐次分析
の間中、マイクロフオンで収集された音情報信号
の内容と前記生理的信号の形態に基づいて、マル
チプレクサ９はそれに接続されている一つの変調
器GP1，GP2，…，GPoの出力に高レベルが存在
するか否かを示す。
アナログ／デイジタル変調器７およびマルチプ
レクサ（論理マルチプレクサである）９の出力は
論理回路１１に接続される。他方、この論理回路
１１は２つのマルチプレクサ６，９によつて遂行
される逐次分析動作に同期して制御動作を行なう
（制御線cm）。またこの論理回路１１は、整合回路
網１０の調整ブロツクR1，R2，…，Ｒoの選択を
同時に制御する（制御線cm′）。
レクサ（論理マルチプレクサである）９の出力は
論理回路１１に接続される。他方、この論理回路
１１は２つのマルチプレクサ６，９によつて遂行
される逐次分析動作に同期して制御動作を行なう
（制御線cm）。またこの論理回路１１は、整合回路
網１０の調整ブロツクR1，R2，…，Ｒoの選択を
同時に制御する（制御線cm′）。
患者毎および装置毎の特定の予備調整は整合回
路網１０で行なう。患者の蝸牛内に移植される電
極の効率は、生きている細胞がどの位い多数ある
か並びに電極がどの様に移植されているかに依つ
て実に大きく影響されるものであるため、電極毎
に収集データを修正しなければならない。そこ
で、電極の移植後に患者と協力して調整ブロツク
R1，R2，…，Ｒoを予め調整する。選択された一
つの調整ブロツクは整合のためすなわち修正のた
めの乗数を出力する。この乗数は、対応する復調
器とエネルギ・フオロワ回路の出力が分析される
時に論理回路１１に送られる。
路網１０で行なう。患者の蝸牛内に移植される電
極の効率は、生きている細胞がどの位い多数ある
か並びに電極がどの様に移植されているかに依つ
て実に大きく影響されるものであるため、電極毎
に収集データを修正しなければならない。そこ
で、電極の移植後に患者と協力して調整ブロツク
R1，R2，…，Ｒoを予め調整する。選択された一
つの調整ブロツクは整合のためすなわち修正のた
めの乗数を出力する。この乗数は、対応する復調
器とエネルギ・フオロワ回路の出力が分析される
時に論理回路１１に送られる。
論理回路１１において、マルチプレクサ９、ア
ナログデイジタル変換器７および整合回路網１０
から与えられるデータが処理されて第３図に示す
ようなパルス信号（すなわちラスタ信号）stが得
られる。すなわち、分析された生理的信号（SP1
〜SPn）のレベルが低い時には上記パルス信号st
のパルス幅は極めて狭くなり（パルスi0はSP1の
分析時に相当）、逆に当該レベルが高いと当該パ
ルス幅が広くなるように変調される（パルスicは
SP2の分析時に相当）。パルスic等のパルス信号st
のパルスは、それと同時にアナログ／デイジタル
変換器７によつて与えられるデイジタル信号の値
と整合回路網１０によつて与えられる修正数に依
存して決まる。すなわち、ic等のインパルスの情
報は振幅修正済のものである。
ナログデイジタル変換器７および整合回路網１０
から与えられるデータが処理されて第３図に示す
ようなパルス信号（すなわちラスタ信号）stが得
られる。すなわち、分析された生理的信号（SP1
〜SPn）のレベルが低い時には上記パルス信号st
のパルス幅は極めて狭くなり（パルスi0はSP1の
分析時に相当）、逆に当該レベルが高いと当該パ
ルス幅が広くなるように変調される（パルスicは
SP2の分析時に相当）。パルスic等のパルス信号st
のパルスは、それと同時にアナログ／デイジタル
変換器７によつて与えられるデイジタル信号の値
と整合回路網１０によつて与えられる修正数に依
存して決まる。すなわち、ic等のインパルスの情
報は振幅修正済のものである。
パルス信号stはゲート信号としてアンドゲート
１４の入力に伝達され、このゲート信号によつて
アンドゲート１４が開かれると発振器１３で発生
される高周波信号soが当該ゲートを通じて送出さ
れる。この発振キヤリア周波数は略々3MHzが好
ましい。アンドゲート１４は送信コイル１５に接
続される（このコイル１５はリング状のものとし
て図示されているが、このようなリング形状は患
者が掛ける眼鏡の片側にコイル１５を取付けてア
ンテナを構成するのに適している。そしてこの場
合、送信コイル１５はフレキシブルなワイヤによ
つて携帯型の送信器収納ケースに接続される。こ
のアンテナ（送信コイル）の正確な位置は、手術
後のテスト中に選定されるものであり、それがエ
ネルギと聴取に必要な情報とを送信しようとして
いる受信用移植体の位置によつて決定される。）。
１４の入力に伝達され、このゲート信号によつて
アンドゲート１４が開かれると発振器１３で発生
される高周波信号soが当該ゲートを通じて送出さ
れる。この発振キヤリア周波数は略々3MHzが好
ましい。アンドゲート１４は送信コイル１５に接
続される（このコイル１５はリング状のものとし
て図示されているが、このようなリング形状は患
者が掛ける眼鏡の片側にコイル１５を取付けてア
ンテナを構成するのに適している。そしてこの場
合、送信コイル１５はフレキシブルなワイヤによ
つて携帯型の送信器収納ケースに接続される。こ
のアンテナ（送信コイル）の正確な位置は、手術
後のテスト中に選定されるものであり、それがエ
ネルギと聴取に必要な情報とを送信しようとして
いる受信用移植体の位置によつて決定される。）。
Ｆ＞1/tであることについては前に述べたが、
これは生理的信号の１つのパルスを多数回分析す
ることを意味している。例えば、最短パルス持続
時間ｔが0.2mSec.である時に、もし走査周波数
が20KHzであれば、パルス持続時間ｔのパルスは
４回スキヤンされることになる。このスキヤン回
数は対象とする患者の耳に適するように選定され
る。第１図に回路１２がさらに示されているが、
これはエネルギ消費を制限するための監視回路で
ある。この消費節減を達成するため、この回路１
２を変調器GP1，GP2，…，GPoの出力に接続
し、これら変調器の出力に信号を検出した時にの
み送信回路を動作させるようにしている。すなわ
ち、送信回路は通常は電源から切り離されてお
り、監視回路１２から信号有信号ｐが出されて論
理回路１１がゲート信号ｄを供給する時のみ電源
に接がれて動作する（会話の途中には実に多くの
無音時間があり、そして無音時間の雑音レベルが
マイクロフオンからフイルタまでの系の感知限界
レベルを下回わることがしばしばある。さらに言
葉並びに生理的信号の性格から送信されるパルス
の密度は100％よりもはるかに低い。）。
これは生理的信号の１つのパルスを多数回分析す
ることを意味している。例えば、最短パルス持続
時間ｔが0.2mSec.である時に、もし走査周波数
が20KHzであれば、パルス持続時間ｔのパルスは
４回スキヤンされることになる。このスキヤン回
数は対象とする患者の耳に適するように選定され
る。第１図に回路１２がさらに示されているが、
これはエネルギ消費を制限するための監視回路で
ある。この消費節減を達成するため、この回路１
２を変調器GP1，GP2，…，GPoの出力に接続
し、これら変調器の出力に信号を検出した時にの
み送信回路を動作させるようにしている。すなわ
ち、送信回路は通常は電源から切り離されてお
り、監視回路１２から信号有信号ｐが出されて論
理回路１１がゲート信号ｄを供給する時のみ電源
に接がれて動作する（会話の途中には実に多くの
無音時間があり、そして無音時間の雑音レベルが
マイクロフオンからフイルタまでの系の感知限界
レベルを下回わることがしばしばある。さらに言
葉並びに生理的信号の性格から送信されるパルス
の密度は100％よりもはるかに低い。）。
第３図に示した波形図について今まで度々言及
しが、この波形図のうち波形SP1，SP2，…SPnは
変調器GP1，GP2，…，GPoの出力に現われる信
号の例を示す。前記の例では、フイルタF1と変
調器GP1から成るチヤンネルだけが動作しない。
スキヤン中の時点texでは、逐次分析の結果によ
つて論理回路１１の出力にラスタ信号stを形成す
るパルスが連続して発生する。すなわち、(1)SP1
は低レベルであるから持続時間の短かいパルスｉ
pが発生し、(2)SP2が高レベルであるから変換器７
と修正回路網１０によつて与えられる乗数に依つ
て決まる長い持続時間のパルスicが発生し、(3)〜
（ｎ）SP3およびSPnが低レベルだからｉpと同じ
持続時間の短かいパルスが発生する。
しが、この波形図のうち波形SP1，SP2，…SPnは
変調器GP1，GP2，…，GPoの出力に現われる信
号の例を示す。前記の例では、フイルタF1と変
調器GP1から成るチヤンネルだけが動作しない。
スキヤン中の時点texでは、逐次分析の結果によ
つて論理回路１１の出力にラスタ信号stを形成す
るパルスが連続して発生する。すなわち、(1)SP1
は低レベルであるから持続時間の短かいパルスｉ
pが発生し、(2)SP2が高レベルであるから変換器７
と修正回路網１０によつて与えられる乗数に依つ
て決まる長い持続時間のパルスicが発生し、(3)〜
（ｎ）SP3およびSPnが低レベルだからｉpと同じ
持続時間の短かいパルスが発生する。
例えばパルスｉpの持続時間が略１μsec.だと
すれば、パルスtcの持続時間は例えば10μsec.で
ある。
すれば、パルスtcの持続時間は例えば10μsec.で
ある。
ラスタ信号stは２つのパルス（ｉf，ｉa）を付
加して第３図に示してある。このパルスｉfは送
信終了パルス（すなわち、分析シーケンスの終り
で発生するパルス）であり、後述するように、受
信用移植体で利用されるとともに、送信器におい
て論理回路１１をリセツトして信号有信号Ｐ（監
視回路１２によつて与えられる）を待機させたり
また受信器の他の回路をリセツトするために用い
られる。他方のパルスｉaは持続時間が比較的長
く、分析シーケンスの開始を示す。すなわち、こ
のパルスｉaは図示の分析シーケンスの次のシー
ケンスに関係したパルスである。これらパルスｉ
f，ｉaは論理回路１１によつて作成されるが、第
１図にワイヤisで示すように論理回路１１のクロ
ツク回路である発振器１１で作成してもよい。パ
ルスｉaの働きは後述する。直前の分析シーケン
ス期間に発生されたパルスｉfからパルスｉaまで
の時間間隔ｔrは後にまた述べる多くの理由によ
り長くなつている。
加して第３図に示してある。このパルスｉfは送
信終了パルス（すなわち、分析シーケンスの終り
で発生するパルス）であり、後述するように、受
信用移植体で利用されるとともに、送信器におい
て論理回路１１をリセツトして信号有信号Ｐ（監
視回路１２によつて与えられる）を待機させたり
また受信器の他の回路をリセツトするために用い
られる。他方のパルスｉaは持続時間が比較的長
く、分析シーケンスの開始を示す。すなわち、こ
のパルスｉaは図示の分析シーケンスの次のシー
ケンスに関係したパルスである。これらパルスｉ
f，ｉaは論理回路１１によつて作成されるが、第
１図にワイヤisで示すように論理回路１１のクロ
ツク回路である発振器１１で作成してもよい。パ
ルスｉaの働きは後述する。直前の分析シーケン
ス期間に発生されたパルスｉfからパルスｉaまで
の時間間隔ｔrは後にまた述べる多くの理由によ
り長くなつている。
第２図に受信器移植体のブロツク図を簡略化し
て示してある。回路の大部分は送信器に設けられ
ており、この受信器移植体は入力コイル１６と、
ｎ個の電極に出力端子e1，e2，…ｅoをそれぞれ
結合したセレクタ２０と、チヤンネル復調器１８
と、リセツト積分器１９、および出力蓄積コンデ
ンサＣを持つ整流フイルタ１７から出来ている。
て示してある。回路の大部分は送信器に設けられ
ており、この受信器移植体は入力コイル１６と、
ｎ個の電極に出力端子e1，e2，…ｅoをそれぞれ
結合したセレクタ２０と、チヤンネル復調器１８
と、リセツト積分器１９、および出力蓄積コンデ
ンサＣを持つ整流フイルタ１７から出来ている。
受信器移植体が自己作動する、つまり受信信号
でそれ自体が給電されるような構成であることは
前に述べた。送信される信号がラスタ信号stで定
義される波形の高周波信号であることも既に述べ
た。この高周波信号は整流・過され、その結果
得られる直流信号は前記コンデンサＣに蓄積され
て受信器移植体の給電に利用される。ラスタ信号
を復調する前にある程度の信号をコンデンサＣに
蓄わえる必要があるので、ラスタ信号の前に第３
図の波形st中に示すパルスｉaを送る。しかしラ
スタ信号の全てのパルスがコンデンサＣの充電に
利用されることは当然である。
でそれ自体が給電されるような構成であることは
前に述べた。送信される信号がラスタ信号stで定
義される波形の高周波信号であることも既に述べ
た。この高周波信号は整流・過され、その結果
得られる直流信号は前記コンデンサＣに蓄積され
て受信器移植体の給電に利用される。ラスタ信号
を復調する前にある程度の信号をコンデンサＣに
蓄わえる必要があるので、ラスタ信号の前に第３
図の波形st中に示すパルスｉaを送る。しかしラ
スタ信号の全てのパルスがコンデンサＣの充電に
利用されることは当然である。
回路１８はチヤンネル復調器であり、換言すれ
ば、セレクタ２０の歩進を制御することによつて
蝸牛内に移植した電極の逐次選択を制御する。こ
のセレクタ２０の歩進はラスタ信号の前縁で制御
される。すなわち、第３図に波形stが示す時間
se1にセレクタ２０の出力端子e1に接続されてい
る電極が選択され、また時間se2にセレクタ出力
端子e2に接続されている電極が選択される。復調
器１８はワイヤadvによつて給電される。
ば、セレクタ２０の歩進を制御することによつて
蝸牛内に移植した電極の逐次選択を制御する。こ
のセレクタ２０の歩進はラスタ信号の前縁で制御
される。すなわち、第３図に波形stが示す時間
se1にセレクタ２０の出力端子e1に接続されてい
る電極が選択され、また時間se2にセレクタ出力
端子e2に接続されている電極が選択される。復調
器１８はワイヤadvによつて給電される。
ある電極が選択されると、それはワイヤaeによ
つて蓄積コンデンサＣから給電される。したがつ
て、この選択された電極に伝達されるエネルギは
その選択期間内におけるラスタパルスの持続時間
に依存する。全ての電極が順次選択され、したが
つて送信器で為される逐次分析の結果がどうであ
れ全ての電極に電流が供給されることが分かるで
あろう。しかしながら、実際上、低レベルに対し
て出るパルスｉpを含む時間se1は電極に送られる
エネルギが聴神経の感応限界に達しないようなも
のである。
つて蓄積コンデンサＣから給電される。したがつ
て、この選択された電極に伝達されるエネルギは
その選択期間内におけるラスタパルスの持続時間
に依存する。全ての電極が順次選択され、したが
つて送信器で為される逐次分析の結果がどうであ
れ全ての電極に電流が供給されることが分かるで
あろう。しかしながら、実際上、低レベルに対し
て出るパルスｉpを含む時間se1は電極に送られる
エネルギが聴神経の感応限界に達しないようなも
のである。
セレクタ２０は擬似チヤンネルを持つており、
ｎ番目の電極の選択期間senの終了時に出るパル
スｉfの後につづく時間ｔrはリセツト積分器１９
によつて検出され、またその時にこの積分器１９
の制御の下でセレクタはその擬似チヤンネルに切
替わる。リセツト積分器１９はワイヤaioによつ
て給電される。
ｎ番目の電極の選択期間senの終了時に出るパル
スｉfの後につづく時間ｔrはリセツト積分器１９
によつて検出され、またその時にこの積分器１９
の制御の下でセレクタはその擬似チヤンネルに切
替わる。リセツト積分器１９はワイヤaioによつ
て給電される。
この発明は叙上の実施例に限定されるものでは
なく、前記の特許請求の範囲の記載の範囲内で任
意に変形できる。
なく、前記の特許請求の範囲の記載の範囲内で任
意に変形できる。
第１図ないし第３図はこの発明の一実施例を示
すものであり、第１図は送信器のブロツク図、第
２図は受信器移植体のブロツク図、第３図は第１
図中の各種信号波形を示すタイムチヤートであ
る。 符号の説明、１…マイクロフオン、２…増幅
器、３…信号圧縮器、４…分析回路網、５…演算
回路網、６，９…マルチプレクサ、７…アナロ
グ／デイジタル変換器、８…生理的信号生成回路
網、１０…整合回路網、１１…論理回路、１２…
監視回路、１３…発振器、１４…アンドゲート、
１５…送信コイル、１６…入力コイル、１７…整
流フイルタ、１８…チヤンネル復調器、１９…リ
セツト積分器、２０…セレクタ、Ｃ…蓄積コンデ
ンサ。
すものであり、第１図は送信器のブロツク図、第
２図は受信器移植体のブロツク図、第３図は第１
図中の各種信号波形を示すタイムチヤートであ
る。 符号の説明、１…マイクロフオン、２…増幅
器、３…信号圧縮器、４…分析回路網、５…演算
回路網、６，９…マルチプレクサ、７…アナロ
グ／デイジタル変換器、８…生理的信号生成回路
網、１０…整合回路網、１１…論理回路、１２…
監視回路、１３…発振器、１４…アンドゲート、
１５…送信コイル、１６…入力コイル、１７…整
流フイルタ、１８…チヤンネル復調器、１９…リ
セツト積分器、２０…セレクタ、Ｃ…蓄積コンデ
ンサ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 蝸牛内に移植されたｎ組の電極であつて、そ
れらが刺〓された時に当該電極が脳をして可聴周
波域内のｎ個の異なる周波数を区別可能ならしめ
るようにｎ個の異なる位置に占位させた当該ｎ組
の電極を持つ装置と；最小パルス持続時間ｔのｎ
個の生理的パルス信号をＦ＞1/tの頻度で逐次分
析するための手段と、マイクロフオンで収集され
る音情報信号を分析し、かくして脳で区別可能な
前記ｎ個の周波数に対応した周波数のｎ個の分析
信号を生成するための手段と、該分析信号を処理
して前記生理的パルス信号を生成するための手段
と、それぞれが前記ｎ組の電極に割当てられ、か
つ割当てられた前記電極に伝達すべきエネルギを
それぞれ示す少なくともｎ個のパルスをそれぞぞ
れ含む複数のラスタ信号によつて波形を定義され
た高周波信号を、皮膚を通じてかつ単一の送信コ
イルによつて送信するための手段とを備える外部
送信器と；前記送信コイルに誘導的に結合された
単一の受信コイルを持つ受信器移植体であつて、
当該受信器移植体をそれ自体が受信する信号によ
つて作動可能とするための手段とを備える当該受
信器移植体とを具備して成る、聴力補綴装置。 ２ 特許請求の範囲第１項記載の聴力補綴装置に
おいて、前記の分析信号を処理するための手段
は、前記逐次分析手段によつて遂行される２つの
連続するスキヤンの進行の間に前記の各分析信号
の平均エネルギを計算するための手段と、一のラ
スタ信号中にかつ周波数ｉの区別を可能にする
蝸牛内位置を持つ前記電極の組に対して、当該周
波数ｉの分析信号について計算した平均エネル
ギに比例する持続時間のパルスを生成するための
乗算手段とから成ることを特徴とする、聴力補綴
装置。 ３ 特許請求の範囲第１項記載の聴力補綴装置に
おいて、前記の受信器移植体にそれ自体の受信信
号で動作を可能にさせる手段は、前記の単一の受
信コイルと結合された整流フイルタと該整流フイ
ルタに結合された蓄積コンデンサとから成り、該
整流フイルタおよび該蓄積コンデンサによつて前
記受信器移植体の他の回路の電源回路を形成し、
該電源回路は前記ラスタ信号によつて波形を定義
される前記高周波交流信号によつて給電されるこ
とを特徴とする、聴力補綴装置。 ４ 特許請求の範囲第３項記載の聴力補綴装置に
おいて、前記送信器は送信開始パルスを前記の各
ラスタ信号中に生成するための手段をさらに含ん
で成り、該送信開始パルスを含む前記高周波交流
信号を整流平滑した時に前記蓄積コンデンサの充
電電荷が前記受信器移植体の前記他の回路を初期
給電するため充分になるような持続時間を該送信
開始パルスが持つようにしたことを特徴とする、
聴力補綴装置。 ５ 特許請求の範囲第３項記載の聴力補綴装置に
おいて、前記の受信器移植体はセレクタとチヤン
ネル復調器を必須要素として具備し、該セレクタ
は前記のｎ組の電極を逐次接続するためのもので
あり、該チヤンネル復調器は該セレクタの歩進を
制御して前記ラスタ信号中のｎ個のパルスのそれ
ぞれに含まれる平均エネルギ情報にしたがい前記
ｎ組の電極の刺〓を制御するものであることを特
徴とする、聴力補綴装置。 ６ 特許請求の範囲第５項記載の聴力補綴装置に
おいて、前記の受信器移植体の前記セレクタは前
記チヤンネル復調器の制御の下で前記電源回路を
前記のｉ番目の組の電極に接続するための接続回
路を具備し、当該接続回路による接続は前記ラス
タ信号のｉ番目のパルスの持続時間に対して行な
われることを特徴とする、聴力補綴装置。 ７ 特許請求の範囲第２項記載の聴力補綴装置に
おいて、前記送信器の前記逐次分析手段は、前記
論理回路によつて制御される第１のマルチプレク
サと、前記音情報信号を分析するための手段であ
つて脳で区別可能な前記ｎ個の周波数に対応しか
つそれを理解するために必要な情報を含む範囲内
のｎ個の周波数に合うｎ個のフイルタから成る当
該手段と、前記分析信号を処理するための手段で
あつて前記のｎ個のフイルタの出力端子にそれぞ
れ接続された生理的信号のｎ個の形成手段から成
る当該手段とを必須要素として具備し、前記第１
のマルチプレクサが該ｎ個の形成手段の出力端子
を前記論理回路に逐次接続することを特徴とす
る、聴力補綴装置。 ８ 特許請求の範囲第７項記載の聴力補綴装置に
おいて、前記送信器は前記マイクロフオンの出力
端子と前記ｎ個のフイルタの入力端子に接続され
た圧縮器を具備し、該圧縮を設けることによつて
前記音情報信号の動的特性を耳の動的特性に適合
させることを特徴とする、聴力補綴装置。 ９ 特許請求の範囲第７項記載の聴力補綴装置に
おいて、前記ｎ個の分析信号の平均エネルギを計
算する手段は、前記のｎ個のフイルタの出力端子
に接続されたｎ個の積分器エネルギフオロワおよ
び前記第１のマルチプレクサに同期して前記論理
回路によつて制御される第２のマルチプレクサと
を持つ回路網と、前記論理回路に接続されかつ当
該第２のマルチプレクサの制御下で該ｎ個のエネ
ルギフオロワの出力端子に逐次接続されるアナロ
グ／デイジタル変換器であつて、前記のｎ個の平
均エネルギ計算値に対応するｎ個の第１の乗数を
供給するために設けられた当該アナログ／デイジ
タル変換器と、前記論理回路の一部を構成するも
のであつて、前記ｎ個の形成手段の逐次スキヤン
を特定するｎ個のパルスの持続時間を該ｎ個の第
１乗数値の作用範囲内に修正するための前記乗算
手段とを必須要素として具備することを特徴とす
る、聴力補綴装置。 １０ 特許請求の範囲第９項記載の聴力補綴装置
において、前記送信器はｎ個の予備調整用ブロツ
クを持つ整合回路網をさらに具備して成り、該ブ
ロツクは前記第１と第２のマルチプレクサと同期
して逐次選択されて前記論理回路の前記乗算手段
に接続され、当該乗算回路に対して、前記蝸牛に
移植したｎ組の電極の効率にそれぞれ依存するｎ
個の第２の乗数を供給するものであり、また該乗
算手段は前記ｎ個の形成手段の逐次スキヤンを特
定するｎ個のパルスの持続時間を前記第２の乗数
の値の作用範囲内に修正するものであることを特
徴とする、聴力補綴装置。 １１ 特許請求の範囲第１項記載の聴力補綴装置
において、前記の伝達手段は前記単一の送信コイ
ルに結合された高周波発振器と、当該発振器と当
該送信コイルとの間に接続されたアンドゲートと
を必須要素として具備し、当該アンドゲートのゲ
ート信号は前記ラスタ信号の高レベルパルスによ
つて生成されることを特徴とする聴力補綴装置。 １２ 特許請求の範囲第１１項記載の聴力補綴装
置において、前記論理回路のクロツクを前記高周
波発振器によつて構成することを特徴とする、聴
力補綴装置。 １３ 特許請求の範囲第１０項記載の聴力補綴装
置において、前記送信器は入力端子が前記生理的
信号のｎ個の形成手段の出力端子に接続されまた
出力端子が前記論理回路に接続された監視回路を
さらに具備して成り、該監視回路は該形成手段の
いずれか一つの出力端子に信号を検出すると直ち
に信号有パルスを発生するものであり、前記論理
回路は当該信号有パルスの制御下で、一の分析シ
ーケンスに対応する持続時間に対して前記送信器
回路を起動させるために開始信号を発生し、前記
論理回路はまた送信終了信号を発生するものであ
り、この送信終了信号は前記受信器移植体に送信
されそこで前記セレクタをリセツトさせるために
用いられ、また前記監視回路が前記形成手段のい
ずれか一つの出力に信号を連続的に検出している
時においてＰ番目のラスタ信号の送信終了パルス
と（Ｐ＋１）番目のラスタ信号の送信開始パルス
との間に比較的長い休止時間を設定するための手
段が設けられたことを特徴とする、聴力補綴装
置。
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR7707824A FR2383657A1 (fr) | 1977-03-16 | 1977-03-16 | Equipement pour prothese auditive |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS53117296A JPS53117296A (en) | 1978-10-13 |
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