SU1690749A1 - Device for transmitting a signal to the implantable portion of an artificial ear - Google Patents
Device for transmitting a signal to the implantable portion of an artificial ear Download PDFInfo
- Publication number
- SU1690749A1 SU1690749A1 SU884606318A SU4606318A SU1690749A1 SU 1690749 A1 SU1690749 A1 SU 1690749A1 SU 884606318 A SU884606318 A SU 884606318A SU 4606318 A SU4606318 A SU 4606318A SU 1690749 A1 SU1690749 A1 SU 1690749A1
- Authority
- SU
- USSR - Soviet Union
- Prior art keywords
- transmitting
- signal
- spirals
- receiving
- demodulator
- Prior art date
Links
Abstract
Изобретение относитс к медицинской технике и может быть использовано при создании аппарата кохлеарного протезировани . Цель изобретени - повышение помехозащищенности. Устройство содержит приемный и передающий электроды (3) 8 и 1. Э 8 соединен с демодул тором 11. Генератор 4 через акустический модул тор 5 и симметрирующий усилитель 6 подключен к Э 1. Новым в устройстве вл етс выполнение Э 1 и 8 в виде идентичных двухр дных резонаторов на св занных радиаль- ных спирал х с противоположным направлением намотки, 4 ил.The invention relates to medical technology and can be used to create a cochlear prosthetic apparatus. The purpose of the invention is to improve the noise immunity. The device contains the receiving and transmitting electrodes (3) 8 and 1. The E 8 is connected to the demodulator 11. The generator 4 through the acoustic modulator 5 and the balancing amplifier 6 is connected to the E 1. A new device is the execution of E 1 and 8 in the form of identical two-cavity resonators on coupled radial spirals with opposite winding direction, 4 sludge.
Description
Изобретение относитс к медицинской технике и может быть использовано при создании аппарата кохлеарного протезировани .The invention relates to medical technology and can be used to create a cochlear prosthetic apparatus.
На фиг. 1 изображена структурна схема предлагаемого устройства; на фиг. 2 - конструкци электрода; на фиг. 3 - варианты взаимного расположени спиралей резонаторов; на фиг. 4 -- график экспериментальных зависимостей отношени мощности Р в приемном электроде к мощности Р0 в передающем электроде от частоты.FIG. 1 shows a block diagram of the proposed device; in fig. 2 - electrode structure; in fig. 3 - variants of the mutual arrangement of the spirals of the resonators; in fig. 4 is a graph of experimental dependencies of the power ratio P in the receiving electrode to the power P0 in the transmitting electrode as a function of frequency.
Устройство содержит передающий электрод 1, представл ющий собой резонатор на св занных радиальных спирал х 2, 3 с противоположным направлением намотки , генератор 4 высокочастотных колебаний , преобразователь 5 акустических колебаний в модулированный электрический сигнал, симметрирующий усилитель 6The device contains a transmitting electrode 1, which represents a resonator on coupled radial spirals 2, 3 with the opposite winding direction, a generator of 4 high-frequency oscillations, a transducer 5 of acoustic oscillations into a modulated electrical signal, a balancing amplifier 6
и имплантируемый под кожу 7 приемный электрод 8, состо щий из двух спиралей 9, 10, идентичный передающему электроду 1 и соединенный демодул тором 11. Передающий электрод 1, включает диэлектрическую (например, из сигнала) пластину 12, на обе поверхности которой методом напылени с последующим гальваническим наращиванием нанесены соосно расположенные радиальные спирали 2, 3 с противоположным направлением намотки. Спирали 2, 3 образуют четвертьволновый резонатор при разомкнутых внутренних концах 13, 14, и полуволновый резонатор при замкнутых внутренних концах 13, 14 спиралей 2. 3. Наружные концы 15, 16 спиралей 2, 3 подсоединены к симметрирующему усилителю 6. В приемном электроде 8 внутренние концы спиралей 9. 10 могут быть разомкнутыand a receiving electrode 8, implanted under the skin 7, consisting of two spirals 9, 10, identical to the transmitting electrode 1 and connected by a demodulator 11. The transmitting electrode 1 includes a dielectric (for example, from a signal) plate 12, on both surfaces of which by spraying subsequent galvanic building caused coaxially arranged radial spirals 2, 3 with the opposite direction of winding. Spirals 2, 3 form a quarter-wave resonator with open internal ends 13, 14, and a half-wave resonator with closed internal ends 13, 14 of spirals 2. 3. External ends of 15, 16 spirals 2, 3 are connected to a balancing amplifier 6. In the receiving electrode 8 are internal the ends of the spirals 9. 10 can be open
Os ЮOs Yu
оabout
22
ЮYU
или замкнуты, а наружные концы подсоединены к демодул тору 11.or closed, and the outer ends are connected to the demodulator 11.
Предлагаемое устройство работает следующим образом.The proposed device works as follows.
От высокочастотного генератора 4 элек- тромагнитные колебани подаютс на акустический модул тор 5, формирующий необходимые дл дальнейшей дешифровки речи импульсы. Затем модулированный высокочастотный сигнал подаетс на вход симметрирующего усилител 6, с выхода которого подаетс на вход передающего электрода 1, образованного спирал ми 2, 3. На частотах, близких к резонансным, происходит накопление энергии и увеличение амп- литуды пол в передающем электроде 1. Это поле возбуждает токи в спирал х 9, 10 приемного электрода 8. Так как спирали 9. 10 имеют противоположные направлени намотки , то наведенные в них токи возбужда- ют противофазную волну, свойства которой аналогичны свойствам волны в передающем электроде 1. При идентичной геометрии проводников электродов 1,8 одинаковы их собственные резонансные частоть поэ- тому между параллельно установленными электродами 1, 8 возникает резонансна св зь, нос ща полосовой характер. Благодар тому, что область локализации пол около поверхности электродов 1, 8 ограни- чена 1/6 длины замедленной волны Аз , то при выборе достаточно большого рассто ни между электродами 1, 8 св зь будет только на низших полосах пропускани , что обеспечивает уменьшение вли ни помех. Так как по радиусу электродов 1,8 в зависимости от режимов работы (короткое замыкание или холостой ход) в первой полосе пропускани укладываетс Аз /2 или Аз /4, то св зь между электродами 1, 8 на низших полосах пропускани обеспечиваетс при рассто ни х между электродами 1, 8 меньших , соответственно, R/3 и 2R/3, где R - внешний радиус спиралей 2, 3 и 9, 10, Возбуждаема в приемном электроде 8 волна поступает на вход демодул тора 11 и преобразуетс в электрический импульс, подаваемый на улитку внутреннего уха (не показана),Electromagnetic oscillations are fed from the high-frequency generator 4 to the acoustic modulator 5, which generates the pulses necessary for further decryption of speech. Then, the modulated high-frequency signal is fed to the input of a balancing amplifier 6, the output of which is fed to the input of the transmitting electrode 1 formed by the spirals 2, 3. At frequencies close to resonant, energy is accumulated and the amplitude of the field in the transmitting electrode 1 increases. the field excites currents in the spirals 9, 10 of the receiving electrode 8. Since the spirals 9. 10 have opposite winding directions, the currents induced in them excite an antiphase wave, whose properties are similar to the properties of the wave in the transmitting electrode 1. With the identical geometry of the conductors of the electrodes 1.8, their own resonant frequencies are the same, therefore, a resonant connection arises between the parallel-installed electrodes 1, 8, which is of a band nature. Due to the fact that the area of localization of the field near the surface of the electrodes 1, 8 is limited to 1/6 of the slow wavelength Az, then when choosing a sufficiently large distance between the electrodes 1, 8, the connection will be only on the lower passbands, which reduces the effect interference. Since the radius of the electrodes 1.8, depending on the operating modes (short circuit or idling) in the first passband is placed Az / 2 or Az / 4, the connection between the electrodes 1, 8 in the lower passbands is provided at distances x between the electrodes 1, 8 smaller, respectively, R / 3 and 2R / 3, where R is the external radius of the spirals 2, 3 and 9, 10, the wave excited in the receiving electrode 8 arrives at the input of the demodulator 11 and is converted into an electrical pulse supplied on the cochlea of the inner ear (not shown),
Благодар противоположному направ- лению намотки спиралей в электродах 1, 8 и малому рассто нию между ними (дл обеспечени эффективной св зи между спирал ми это рассто ние должно быть меньше шага спирали) магнитные пол , создавав- мыв азимутальными составл ющими токов складываютс и индуктивность существенно возрастает, что приводит к замедлению противофазной электромагнитной волны наDue to the opposite direction of the winding of the coils in the electrodes 1, 8 and the small distance between them (to ensure effective communication between the coils, this distance should be less than the pitch of the helix) the magnetic fields, creating the azimuthal components of the currents, add up and the inductance increases, which leads to a slowdown of the antiphase electromagnetic wave on
один, два пор дка, превышающему геометрическое замедление. Под геометрическим замедлением понимаетс отношение длины проводника спирали к ее радиальному размеру . Увеличение замедлени обеспечивает возможность резонансного режима работы электрода относительно малых размеров (10-20 мм) на частотах 50-70 мГц.one, two orders of magnitude greater than geometric retardation. By geometric deceleration is meant the ratio of the length of a spiral conductor to its radial size. The increase in deceleration provides the possibility of a resonant mode of the electrode of relatively small size (10-20 mm) at frequencies of 50-70 MHz.
В спиральной замедл ющей системе одновременно существуют волны электрического и магнитного типов. При противофазном возбуждении электромагнитного пол в спирал х с противоположным направлением намотки, энерги волны электрического типа концентрируетс между спирал ми, а энерги волны магнитного типа - снаружи спиралей.In the spiral mode, the waves of the electric and magnetic types simultaneously exist. With antiphase excitation of an electromagnetic field in spirals with opposite winding directions, the electric-type wave energy is concentrated between the spirals, and the magnetic-type wave energy outside the spirals.
Увеличение эффективности передачи информации и энергии обусловлено практически полным отсутствием вли ни кожи на коэффициент передачи энергии. Это происходит благодар индуктивной св зи между электродами 1, 8 и относительно малому рассто нию между ними. Помехозащищенность обеспечиваетс не только подавлением более высокочастотных полос пропускани , но и не возможностью возбуждени противофазной волны в близко расположенных спирал х случайным сигналом .The increase in the efficiency of information and energy transfer is due to the almost complete absence of the effect of the skin on the energy transfer rate. This is due to the inductive coupling between the electrodes 1, 8 and the relatively small distance between them. Interference immunity is provided not only by suppressing higher frequency bandwidths, but also by not being able to excite the antiphase wave in closely spaced spirals with a random signal.
На фиг. 4 показан график зависимости отношени мощности Р в приемном электроде к мощности Ро в передающем электроде от частоты f. Из графика видно, что при рассто нии между электродами, равном 10 мм, ослабление мощности составл ет 3 Дб, а полоса пропускани составл ет 10%, что более чем достаточно дл качественной передачи микросекундных импульсов.FIG. 4 shows a plot of the ratio of the power P in the receiving electrode to the power Po in the transmitting electrode as a function of the frequency f. From the graph it can be seen that with the distance between the electrodes of 10 mm, the power attenuation is 3 dB, and the bandwidth is 10%, which is more than enough for high-quality transmission of microsecond pulses.
Таким образом, устройство передачи сигнала в имплантируемую часть искусственного уха отличаетс помехозащищенностью и высокой эффективностью передачи.Thus, the signal transmission device in the implantable part of the artificial ear is characterized by noise immunity and high transmission efficiency.
Claims (1)
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
SU884606318A SU1690749A1 (en) | 1988-11-15 | 1988-11-15 | Device for transmitting a signal to the implantable portion of an artificial ear |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
SU884606318A SU1690749A1 (en) | 1988-11-15 | 1988-11-15 | Device for transmitting a signal to the implantable portion of an artificial ear |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
SU1690749A1 true SU1690749A1 (en) | 1991-11-15 |
Family
ID=21409782
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
SU884606318A SU1690749A1 (en) | 1988-11-15 | 1988-11-15 | Device for transmitting a signal to the implantable portion of an artificial ear |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
SU (1) | SU1690749A1 (en) |
Cited By (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7566296B2 (en) | 2002-04-01 | 2009-07-28 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Reducing effect of magnetic and electromagnetic fields on an implant's magnet and/or electronics |
US7609061B2 (en) | 2007-07-13 | 2009-10-27 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Demagnetized implant for magnetic resonance imaging |
US7642887B2 (en) | 2002-04-01 | 2010-01-05 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | System and method for reducing effect of magnetic fields on a magnetic transducer |
US8013699B2 (en) | 2002-04-01 | 2011-09-06 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | MRI-safe electro-magnetic tranducer |
RU2465876C2 (en) * | 2006-07-17 | 2012-11-10 | Мед-Эль Электромедицинише Герэте Гмбх | System of connection with internal ear |
RU2488374C2 (en) * | 2007-09-13 | 2013-07-27 | Мед-Эль Электромедицинише Герэте Гмбх | Implanted to patient device (versions) |
US8774930B2 (en) | 2009-07-22 | 2014-07-08 | Vibrant Med-El Hearing Technology Gmbh | Electromagnetic bone conduction hearing device |
US8897475B2 (en) | 2011-12-22 | 2014-11-25 | Vibrant Med-El Hearing Technology Gmbh | Magnet arrangement for bone conduction hearing implant |
US9295425B2 (en) | 2002-04-01 | 2016-03-29 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Transducer for stapedius monitoring |
US9420388B2 (en) | 2012-07-09 | 2016-08-16 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Electromagnetic bone conduction hearing device |
-
1988
- 1988-11-15 SU SU884606318A patent/SU1690749A1/en active
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
Патент ЕР № 0.200321, кл. А 61 F 11/04. опубл. 05.11.86. * |
Cited By (13)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US9295425B2 (en) | 2002-04-01 | 2016-03-29 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Transducer for stapedius monitoring |
US7642887B2 (en) | 2002-04-01 | 2010-01-05 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | System and method for reducing effect of magnetic fields on a magnetic transducer |
US7976453B2 (en) | 2002-04-01 | 2011-07-12 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Reducing effect of magnetic and electromagnetic fields on an implant's magnet and/or electronics |
US8013699B2 (en) | 2002-04-01 | 2011-09-06 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | MRI-safe electro-magnetic tranducer |
US7566296B2 (en) | 2002-04-01 | 2009-07-28 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Reducing effect of magnetic and electromagnetic fields on an implant's magnet and/or electronics |
USRE48647E1 (en) | 2002-04-01 | 2021-07-13 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Reducing effect of magnetic and electromagnetic fields on an implant's magnet and/or electronics |
RU2465876C2 (en) * | 2006-07-17 | 2012-11-10 | Мед-Эль Электромедицинише Герэте Гмбх | System of connection with internal ear |
US7609061B2 (en) | 2007-07-13 | 2009-10-27 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Demagnetized implant for magnetic resonance imaging |
RU2488374C2 (en) * | 2007-09-13 | 2013-07-27 | Мед-Эль Электромедицинише Герэте Гмбх | Implanted to patient device (versions) |
US8774930B2 (en) | 2009-07-22 | 2014-07-08 | Vibrant Med-El Hearing Technology Gmbh | Electromagnetic bone conduction hearing device |
US8897475B2 (en) | 2011-12-22 | 2014-11-25 | Vibrant Med-El Hearing Technology Gmbh | Magnet arrangement for bone conduction hearing implant |
US9420388B2 (en) | 2012-07-09 | 2016-08-16 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Electromagnetic bone conduction hearing device |
US9615181B2 (en) | 2012-07-09 | 2017-04-04 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Symmetric magnet arrangement for medical implants |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
SU1690749A1 (en) | Device for transmitting a signal to the implantable portion of an artificial ear | |
JPH0544970B2 (en) | ||
US4706048A (en) | Wide-band matching network for piezoelectric transducer | |
US7450059B1 (en) | Non-linear dispersive transmission line assembly | |
GB2149254A (en) | Ultrasonic transducer assembly | |
Miley et al. | Field analysis of helical resonators with constant-bandwidth filter application | |
JPH0131168B2 (en) | ||
US3260852A (en) | Ferrite frequency converter with dielectric low pass filter | |
RU2103806C1 (en) | Surface-wave rejection filter | |
JPS6016083Y2 (en) | Interdigital filter | |
SU1136308A1 (en) | Acoustic wave converter | |
JP2004134730A (en) | Noise filter for high-frequency generator | |
CN114039199B (en) | Piezoelectric ring mechanical antenna with tunable frequency and communication equipment | |
JPS6126844B2 (en) | ||
SU1381621A1 (en) | Frequency divider | |
JPS6134494Y2 (en) | ||
SU1259370A1 (en) | Tuneable microwave filter | |
SU1376253A1 (en) | Acoustoelectronic transducer | |
JPS6216002Y2 (en) | ||
SU1223315A1 (en) | High-frequency filter | |
JPS582051Y2 (en) | Coaxial capacitor for high frequency and high voltage | |
JPH0754668B2 (en) | Magnetron | |
JPS6127278Y2 (en) | ||
SU1195004A1 (en) | Method of exciting elastic waves in rock body | |
SU1631631A1 (en) | Frequency-selective device on magnetostatic waves |