WO1996006586A1 - Cochlea-implantsystem - Google Patents

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WO1996006586A1
WO1996006586A1 PCT/DE1995/000445 DE9500445W WO9606586A1 WO 1996006586 A1 WO1996006586 A1 WO 1996006586A1 DE 9500445 W DE9500445 W DE 9500445W WO 9606586 A1 WO9606586 A1 WO 9606586A1
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WO
WIPO (PCT)
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data
implant
implant system
processing unit
cochlear implant
Prior art date
Application number
PCT/DE1995/000445
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English (en)
French (fr)
Inventor
Michael Bollerott
Hans-Günter DESPANG
Wolfram Kluge
Original Assignee
Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. filed Critical Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V.
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    • 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
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/60—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles
    • H04R25/604—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles of acoustic or vibrational transducers
    • H04R25/606—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles of acoustic or vibrational transducers acting directly on the eardrum, the ossicles or the skull, e.g. mastoid, tooth, maxillary or mandibular bone, or mechanically stimulating the cochlea, e.g. at the oval window

Definitions

  • the invention relates to cochlear implant systems with a speech processing unit and an implant.
  • Cochlear implant systems are hearing aids for deaf people, for whom conventional hearing aids are no longer effective due to the severity of the hearing impairment.
  • By suitable stimulation of the auditory nerve with electrical impulses cochlear implant systems achieve acoustic impressions, with the aid of which the understanding of speech and the receptivity of acoustic impressions (noises, sounds, noise, music) in the patient can be produced or restored in a differentiated manner through suitable training.
  • the degree of success depends, among other things, on the patient's intellect, their social environment, willingness to cooperate in training, the degree of degeneration of the auditory nerve, the success of the surgical procedure and the technical quality of the implant system.
  • Cochlear implant systems generally consist of a speech processing unit, an implant and a device for patient adaptation and for learning support.
  • the speech processing unit which is worn externally on the body by the patient, has the format of a pocket hearing aid or BTE hearing aid (behind the ear hearing aid), depending on the range of functions implemented. She records the sound waves with a microphone, amplifies them, analyzes their spectral composition, performs a channel-related dynamic compression to patient-compatible stimulation levels and passes the information on the Spectral components and the signal curve to the implant.
  • the energy supply comes from batteries.
  • the signal processing of the speech processing unit can be single-channel or multi-channel in the spectral range.
  • Single-channel systems dispense with spectral disassembly and direct the processed microphone signal directly to the implant evaluator.
  • the information is transported to the implant either percutaneously or transcutaneously.
  • transcutaneous systems In contrast to percutaneous systems, transcutaneous systems have no electrical feedthroughs (plugs) through the skin. By completely closing the skin after the implantation of the implant, the risk of infections by transcutaneous systems is drastically reduced.
  • the energy and data transport takes place via radio frequency.
  • Such a cochlear implant system is known for example from EP 0241 101.
  • the data are either separated according to frequency channels or transported together.
  • the transmission of the channels in time division multiplexing is considered a separate transport. It is used when the auditory nerve is to be stimulated separately according to individual frequency channels. If this is not the intention, any frequency channels generated in the speech processing unit are combined again before the transport.
  • the implant is implanted in the patient via a surgical intervention on the ear. It receives the information processed by the speech processing unit and converts it into stimulus impulses on the auditory nerve.
  • Transcutaneous systems have a receiving unit for the high frequency, which is housed in a hermetically sealed implant housing.
  • Percutaneous systems use an implantable connector.
  • the stimuli on the auditory nerve are triggered by electrical currents which are released in close proximity to the nerve to the tissue located there and thus excite the nerve.
  • This purpose is served by individual electrodes or electrode arrays that are placed on or in the inner ear (the cochlea) during the operation.
  • extracochlear Depending on the position of the electrodes, a distinction is made between extracochlear and intracochlear systems. With extracochlear systems the electrodes are completely outside the cochlea. Intracochlear systems use electrode arrays that are inserted into the inner ear and thus brought into close proximity to the auditory nerve. Individual nerve strands, which are responsible for the reception of individual frequency components because of the tonotopic organization of the cochlea, can thereby be selectively stimulated in a targeted manner.
  • the stimulation currents either follow the time course of the acoustic signal (analog stimulation) directly, or they take the form of biphase pulses (with pauses between the individual pulses), the amplitude and pulse duration of the biphase impulses determining the stimulation strength (pulse stimulation, see e.g. EP 0241 101).
  • the freedom from mean values of the currents is achieved by capacitive coupling of the electrodes. For safety reasons, use is made of the capacitive coupling even when the biphase pulses, which are fundamentally free of mean values, are used.
  • the current flow always takes place between at least 2 electrodes, which thereby form a channel.
  • the devices for patient adaptation and for learning support are usually designed as table-top solutions and are located in the implant center or the H NO clinic with the technicians and speech therapists who adapt the parameters of the cochlear implant system to the individual needs of the patient and with them the use train the system. They are usually connected to personal computers that store the parameter sets of all patients in a facility.
  • the devices include special setting aids (such as rotary knobs) for sensitive calibration of the stimulation strength in the adjustment process, LED light strip displays for signal evaluation and magnetic tape cassette drives. ke, with the help of which test sequences (sounds, noises, syllables, words, sentences, etc.) can be offered to the patient for learning purposes and for assessing the language comprehension achieved.
  • special setting aids such as rotary knobs
  • LED light strip displays for signal evaluation
  • magnetic tape cassette drives with the help of which test sequences (sounds, noises, syllables, words, sentences, etc.) can be offered to the patient for learning purposes and for assessing the language comprehension achieved.
  • the optimal parameter set determined for the patient is then programmed into the speech processing unit with the aid of these devices.
  • a cochlear implant system with extended functions in which there is the possibility of both analog and pulse stimulation.
  • the system also has means which allow the measurement of the electrode currents and voltages occurring in the implant and the telemetric retransmission of the measurement results to the speech processing unit. In this way, the functionality of the implant can be checked at any time.
  • a very complex spatial and frequency division multiplex method with several transmission links, different transmission frequencies and types of modulation is used in this system.
  • the object of the invention is to provide a new type of cochlear implant system for existing and emerging future requirements.
  • the cochlear implant system has means for using a novel transmission method which ensures all transmission requirements between the speech processing unit and the implant on a single transmission path.
  • the data to be transferred are combined into data packets. Individual data bits or groups of data bits each have a specific meaning therein, for example they encode the stimulus pulse duration. All data bits in the packet are biphase-coded and amplitude-modulated onto a carrier frequency.
  • the biphase coding of the data enables data reception through the implant with a sliding signal threshold due to the associated freedom from the mean value of the signal. This signal threshold follows the mean value between the values 0 and 1 by long-term integration of the rectified high frequency. The actual recognition of the values 0 and 1 takes place by comparing the short-term integrated high frequency signal with the threshold.
  • the prerequisite is that the high-frequency signal is biphase-modulated a sufficient time before data packets are sent in order to set the threshold. This procedure enables correct data reception even at variable high-frequency levels, which can arise, for example, from skin of different thicknesses or from the transmitter slipping.
  • the beginning of each data packet is identified by a bit sequence which does not follow the rules of biphase coding, e.g. B. by a duration of several data bits - "0". This ensures that the receiver can easily find the beginning of the successor packet after a transmission error, since it stands out well from the biphase-coded data bits.
  • the degree of modulation of the carrier frequency is less than 100%, so that carrier components can be continuously received by the implant.
  • the carrier transmits data and energy from the speech processing unit to the implant.
  • the energy is required to operate the implant electronics and to generate the stimulation currents.
  • the implanted electronics also derive their clock supply from the carrier, so that the speech processor and the implanted electronics always work in strict synchronization with the same clock system.
  • the synchronous mode of operation is an essential prerequisite for the correct organization of the time-multiplexed use of the transmission link from the speech processing unit to the implant and in the opposite direction (claim 11).
  • the exact digital counting of the stimulus pulse duration in the implant is possible by transmitting the clock (claim 5).
  • the speech processor is always well informed about the current situation in the implant even when several channels are stimulated at the same time. Accordingly, manage the transmission path, trigger new stimulus pulses at the right times and receive the measurement results (claim 10).
  • Biphase coding is also a means of increasing the transmission security of the data.
  • the implant has means for detecting both phases of each data bit, which by definition are logically negated to one another. If this condition is violated, there is a transmission error and the further utilization of the data of this data packet is prevented. Additional means, for example for checking the CRC sum of the received data (claim 7), can be used to further increase the transmission security.
  • a digital signal processor is used in the speech processing unit. It realizes the processing of the acoustic input signals by software and is therefore much more flexible than many currently known, permanently constructed speech processors. This makes the entire area of digital signal processing well prepared by research accessible to cochlear implant systems.
  • Integrated interfaces allow the digital signal processor to communicate directly with personal computers (claim 13).
  • the expensive devices for patient adaptation and learning support can be dispensed with, since their function is made possible by digital signal processing on the speech processor, suitable software on the personal computer and digital storage of the test sequences using computational storage media such as CD-ROMs.
  • Hitherto known cochlear implant systems use stimulation impulses that are not very similar to the natural nerve impulses.
  • the spectral analysis of the acoustic input signals on the speech processor is therefore carried out in the embodiment according to claim 15 with a model of the ear.
  • Phase locking and temporal adaptation cause the nerve fibers to fire up to a cut-off frequency of approx. 1.5 kHz synchronously with the phase position of the acoustic signal, and the rate of fire decreases with constant amplitude even with continuous excitation.
  • the spectral analysis is not restricted to the use of the ear model.
  • the fast Fourier transform as well as other known or future-developed transformations or any filter bank structures can also be implemented on the digital signal processor (claim 16).
  • FFT fast Fourier transform
  • algorithms for noise suppression, for targeted directional hearing (when using 2 microphones), for automatic gain control and for peak clipping can also be used to increase speech intelligibility (claim 17).
  • the cochlear implant systems mentioned in the introduction to the description stimulate at most one channel. However, this limits the amount of information that can be transmitted to the auditory nerve per unit of time.
  • the development of highly selective electrodes eliminates this bottleneck, so that the transmission capacity of the systems is increased by parallel stimulation.
  • the electronics of the implant system according to the invention enable multiple channels to be parallelized (claim 8).
  • cochlear implant systems are also designed either only for analog stimulation or only for pulse stimulation. Particularly in the case of single-channel analog systems, only relatively few parameters have to be set on the implant system when adapting the patient. The parameter setting always requires the patient's concentrated cooperation. Single-channel analog systems are therefore often used for children, whose potential for cooperation is naturally limited. Multi-channel pulse systems, on the other hand, generally lead to better speech intelligibility. In a development of the invention according to claim 8, the implant according to the invention therefore enables both analog and pulse stimulation with one and the same system. In this way, the transition between these two types of stimulation can be realized during the transition from child to adult age without reimplantation.
  • the electronics of the implant enable the measurement of electrode currents and voltages on the inserted implant and the telemetric retransmission of the measurement results to the speech processing unit.
  • the same high-frequency transmission path is used as for the transmission of the data to the implant.
  • the two transmission directions share the transmission path in time division multiplex.
  • the elaborate spatial and frequency division multiplex known from the Clarion system (see introduction to the description) with several transmission links, different transmission frequencies and types of modulation is thus eliminated.
  • the management of the transmission path is carried out by the speech processor since it has the necessary computing capacity.
  • the transmission of any information processing to the electronics of the implant which can be carried out by the speech processor, is avoided in principle, since processing capacities on the implant side result in a significantly higher power consumption of the overall system due to the finite efficiency of the energy transmission of the high-frequency link to have.
  • measurements of the electrode currents and voltages are always commissioned by the speech processor. For this purpose, it sends a measurement request with a special data packet, which specifies the measurement order in more detail and contains information about the exact time at which the measurement result was retransmitted. This allows the speech processor to Organize the management of the transmission route so that it is prepared for the retransmission at this time.
  • both transmission directions are implemented differently. This is necessary because energy has to be sent from the speech processor to the implant even when measurement results are retransmitted. During this time, the speech processor therefore remains the source of the high frequency and thus the clock supply for the implant. During the retransmission from the implant, the modulation of the high frequency is carried out by damping the transmission path to different extents, which is perceived by the speech processing unit by means of voltage swings on the transmitted radio frequency (claim 11, claim 19). The speech processor therefore never sends biphase-modulated data during the retransmission of measurement results, but only unmodulated radio frequency.
  • the transmission protocol (logical level) is almost identical in both transmission directions. This affects the structure of the data packets with leading non-biphase-coded bits and subsequent biphase-coded data bits and the modulation of these data bits on the carrier. This procedure enables identical subcircuits to be used for data reception, data decoding and data backup in the implant and in the speech processing unit.
  • the direction of transmission is identified by a bit in the data packet, so that the speech processing unit and the implant do not receive the packets they have sent themselves again.
  • Measures to minimize the power requirement when selecting the electronic components used play an outstanding role in the implementation of the implant system according to the invention in order to ensure a sufficient operating time of the system. These measures include the use of an extremely low-power technology for implementing the integrated circuits and the superficial selection of standard components from the point of view of minimal current consumption. When building In the speech processing unit with a universal digital signal processor, the presence and the usability of power saving modes is essential.
  • the implant system according to the invention can also be used to support research and development work, in particular the development and testing of new signal processing algorithms for cochlear implant systems (claim 21).
  • the use of the implant system according to the invention can thus contribute in the sense of rapid prototyping to accelerate the progress in knowledge and development in the development of new implant systems.
  • FIG. 1 the block diagram for an exemplary embodiment of the speech processing unit of the cochlear implant system according to the invention
  • Figure 2 the block diagram for an exemplary embodiment of the electronics of the implant of the cochlear implant system according to the invention.
  • Figure 3 an example of a biphase-coded (b) compared to a non-biphase-coded bit sequence (a).
  • FIGS. 1 and 2 An exemplary embodiment of the cochlear implant system according to the invention is shown in FIGS. 1 and 2 as a block diagram.
  • the universal digital signal processor (DSP, 101) of type M 56002 is used in the speech processing unit (100, cf. FIG. 1) and is distinguished in particular by the following aspects compared to other universal DSPs: Fixed-point arithmetic with the associated lower current consumption compared to floating point DSPs;
  • voice band audio processors e.g. B. the TCM320AC37, via the SSI interface; These processors implement the analog processing of the microphone signal (microphone 110), the anti-aliasing filtering, the A / D conversion and the serialization of the conversion result;
  • the M56002 has internal memory in the X, Y and P areas, an additional external RAM (102) for memory-intensive algorithms, e.g. B. the FFT provided. If the internal memory is sufficient, this can be dispensed with (configuration variant).
  • the flash EPROM (104) of type AT29C256 is used to store program and patient data when the speech processor is switched off. Changes to this information are made by software directly from the PC without physical change of the EPROM (claim 18). This type of EPROM generates the necessary programming voltage on the chip and thus does not require an ambient circuit. The data width is 8 bits. Programs can therefore not be run directly in the Flash EPROM, but are switched to the DSP-RAM and the DSP-internal program memory when the voltage is switched on and brought to a width of 24 bits.
  • the speech processing unit uses the high-frequency chip (105) as a special integrated circuit. It is used to receive the high-frequency measurement data sent back and converts this into an asynchronous serial data stream which the DSP receives via the RxD line of the SCI interface. Since the transmission of measurement results is a comparatively rare event compared to the transmission of stimulus data to the implant, this conversion to the lower data rate of the asynchronous interface can be carried out.
  • the RxD line is also used twice because the M56002 only has one SCI interface. It is also used for communication with the PC (111).
  • the high-frequency chip switches between the two operating modes.
  • the level detector (106) controls the transition of the DSP to the stop state. This state is assumed in a quiet environment, such as during breaks in speech, and reduces the integral power consumption. Low acoustic input levels are detected by software via a general-purpose I / O pin. The stop state is exited in accordance with the mode of operation of the M56002 with IRQA.
  • Peripheral units of the DSP with a high data rate are connected to the SSI interface. This applies to the voice band audio processor (103) and the high-frequency data in the transmission direction via the modulator (109) and the transmitter (108) to the implant. Despite completely different tasks with regard to the transmission protocol, both units must be matched to one another and to the possibilities of the SSI interface of the M56002. The present embodiment realizes this requirement.
  • the unit for V24 conversion (107) firstly converts the levels to the requirements of the V24 interface (+, - voltage range) and secondly provides the clock for the SCI interface, as is the case with the M56002-ROM -Bootstrap-La- required.
  • This unit does not have to be integrated on the speech processing unit, but can be accommodated in the plug of the cable to the PC.
  • the SCI interface can be switched to an internal clock supply so that this operating mode is also possible without the unit for V24 conversion.
  • the PC is connected to the telemetric retransmission of measurement results desirable to record the measurement results and evaluate them graphically.
  • the high-frequency chip constantly switches the RxD line between receiving high-frequency data and PC data (control commands, transmission echoes).
  • the unit 113 generates the reset for the signal processor (101) when the supply voltage (112) is switched on, the clock for the entire system (100, 200) and the high frequency for the modulator (109).
  • the exemplary embodiment shown requires little additional circuitry, so that the speech processor can be built on a 6-level circuit board with the dimensions 52.2 mm ⁇ 52.5 mm.
  • the current consumption without high frequency is 5V supply voltage (112) and 16 MHz clock frequency of the M56002 at 53.0 mA (program fully internal, without stop state), 87.5 mA (program fully in external RAM, without stop state) ) or 9.7 mA (DSP in stop mode, voice band audio processor and level detector active).
  • FIG. 2 shows an example of the block diagram of the implant (200) of the implant system according to the invention. It contains units for receiving the radio frequency (201, 202), for forming the supply voltage (207) on the chip, for biphase decoding of the data (203), for converting the received serial data stream into parallel command words (205) for Generation of the stimulating currents (211, current sources SQ1 to SQn), for controlling the electrodes 1 to m (210), for measuring currents and voltages at the electrodes (212) and for sending back the measurement results (213, 214, 201).
  • the units are largely connected to one another by bus structures, which are shown in FIG. 2 with thick lines.
  • the clock for the chip is formed in the unit for receiving the radio frequency (202) from the radio frequency carrier received by the receiver (201).
  • the data is also recognized in this unit.
  • a sliding threshold is formed through long concert integration of the rectified high frequency.
  • the data is recognized by comparing the rectified and short-term integrated high frequency mrt of the threshold formed.
  • the subsequent biphase decoder (203) samples the two phases of the biphase signal and tests them for logical negation to one another. If there are no biphase data, the data transfer into the serial parallel register is blocked and the central controller (204) waits for the following data packet to begin. Because of the rigid clock synchronism between the speech processor and the implant chip, the sampling is carried out using strobe signals which are derived directly from the clock and synchronized with the start of the packet.
  • the start of each data packet is detected in a separate unit (208). It constantly checks the incoming data stream for the non-biphase-coded start of a new data packet and then starts the transfer of the data packet into the series-parallel converter (205).
  • the start edge of the identifier for the start of the data packet is decisive. If, for example, the identifier consists of a continuous O "that is several data bits long, this must be initiated by a 1/0 edge. The beginning of the packet is recognized if a continuous O" in the data stream after a 1 / O edge the agreed length was detected. After this agreed length has elapsed, the strobe signals for biphase decoding are switched on and recognized data bits are inserted into the series parallel converter. After a data packet has entered the series parallel converter (205) without biphase errors, the packet is transferred to one of the subsequent parallel buffers (209). An additional condition for this transfer results from the CRC check (206).
  • the CRC sum transmitted in the data packet is compared with the CRC sum formed on the implant chip. If the CRC check is negative, the data packet is not accepted into the parallel buffer. Which of the buffers 0 to n is the destination of the packet is determined from the buffer address also contained in the data packet.
  • the activity assigned to the buffer begins when the data packet is transferred to a parallel buffer (209). When transferring to buffer 0, a measurement begins. The triggering follows the transfer to buffers 1 to n of a stimulus. Additional bits in the data packet are used to reduce these activities.
  • the size to be measured (electrode current, electrode voltage, supply voltage), the number of the electrode, the delay between the end of transmission of the measurement data packet and the start of the measurement, the delay between the end of transmission of the measurement data packet and the return of the meter ⁇ result, the measuring range and command bits for setting the measuring device and the rest of the implant chip are specified.
  • the data packet contains information about the pair of electrodes involved, the duration of the stimulus, the selected dynamic range and the strength of the stimulus in this dynamic range, as well as a bit for switching between monophase and biphase stimulation. This bit allows you to choose between analog and pulse stimulation.
  • Analog stimulus signals are simulated by lined-up monophase pulses without intermediate pauses (claim 9, claim 20).
  • the maximum realizable frequency of the analog signal results from the sampling theorem of 1/2 x 1 / (transmission time of the data packet) for single-channel analog stimulation.
  • the cut-off frequency is reduced on average to (1 / number of channels) x (cut-off frequency for single-channel analog stimulation).
  • analog channels with a staggered cut-off frequency are possible.
  • the use of the analog stimulus requires that the electrodes are coupled via capacitors in order to ensure the value of the analog signal.
  • Biphase stimuli consist of two pulse halves. In the first half of the pulse, the set current flows from the selected electrode a to the selected electrode b. In the second half, the current flows from electrode b to electrode a.
  • the same current source is used in both pulse halves, so that exactly the same current flows and thus ensures that after expiration of a biphase pulse no electrical charge remains in the tissue. Pauses between the biphase pulses are achieved by pauses of a suitable length between the data packets.
  • the specification of exactly one pair of electrodes for the execution of a stimulation pulse allows the monopolar and the bipolar electrode circuit and any mixed variants which work with 2 electrodes per stimulation pulse (claim 14).
  • the multipolar electrode circuit contradicts the parallel stimulation, since all electrodes are involved in every stimulus.
  • the multipolar electrode circuit was therefore excluded from this exemplary embodiment. However, it could include another embodiment.
  • An additional control bit is required for the additional selection of the multipolar operating mode.
  • Parallel stimulation occurs when a new stimulus pulse is triggered on a further pair of electrodes by the transmission of a new data packet before a stimulus pulse on a first pair of electrodes expires.
  • the prerequisite is that temporally overlapping stimulus pulses are fed by different current sources (211). It is imperative to apply spatially separated pairs of electrodes with parallel stimulus pulses so that they are perceived as separate stimulus sources.
  • the superimposition of the currents in the tissue must be minimized by the high selectivity of the electrodes used. This requires high insulation values between the electrodes with little resistance to the auditory nerve and can only be achieved by the electrodes being very close to the nerve endings and the greatest possible distance between the electrodes.
  • An extreme case of parallel stimulation is multichannel analog stimulation.
  • stimulus currents flow continuously on several pairs of electrodes, since signals from several analog sources are simulated on them by monophase pulses without intermediate pauses.
  • These sources can correspond, for example, to the different analog outputs of the ear model or another filter bank used for the spectral decomposition of the acoustic input signals.
  • the units for electrode connection El. 1 to el. m (210) are able to connect the connected electrodes either to one of the current sources (211) SQ1 to SQn or to ground, depending on the specification by the controller. This assignment is reversed in the case of a biphase pulse in the second half of the pulse.
  • the implant enables the control of both extra and intracochlear electrodes.
  • the measuring unit (212) makes the measurement results available to a parallel serial converter (213) as parallel data words.
  • this data packet is serialized.
  • the retransmission itself takes place by attenuation (214) of the radio frequency, which in this case is transmitted unmodulated by the speech processing unit.
  • the speech processing unit receives the data by voltage swings on the radio frequency.
  • FIG. 3 shows an example of a biphase-coded (b) compared to a non-biphase-coded bit sequence (a).
  • the biphase coding is characterized in that its value is logically negated during (as shown in FIG. 3 b) or after the first half of the transmission duration of each bit. This ensures that, in the case of long-term integration of the transmission signal, the value determined is independent of the value of the transmitted bits (in particular of the frequency distribution of the 0 or 1 values).

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Cochlea-Implantsystem, bestehend aus einer Sprachverarbeitungseinheit und einem Implantat, als Hörhilfe für taube Menschen. An den sich ständig fortentwickelnden Erkenntnis- und Entwicklungsstand im Bereich der Umsetzung akustischer Signale in einen durch geeignete elektrische Stimulation des Hörnervs bewirkten Höreindruck eines tauben Menschen können bestehende Cochlea-Implantsysteme nur unzureichend angepaßt werden. Das vorgestellte Implantsystem hingegen ist so universell ausgelegt, daß es bestehenden und sich abzeichnenden zukünftigen Anforderungen genügt. Das Implantsystem weist insbesondere Mittel für den Einsatz eines neuartigen Übertragungssystems zwischen Sprachverarbeitungseinheit und Implantat auf, die den Datenaustausch im Zeitmultiplex durch Amplitudenmodulation eines Hochfrequenzträgersignals in Datenpaketen mit biphase-codierten Bits zuverlässig realisieren. Das Übertragungssystem erlaubt die Ansteuerung von intra-oder extracochlearen Elektroden bei entsprechend ausgestaltetem Implantat mit einer Vielzahl von Ansteuerungsarten. Eine telemetrische Rückübertragung von am Implantat gemessenen Daten kann durch Mittel zur Dämpfung des von der Sprachverarbeitungseinheit gesendeten Hochfrequenzträgersignals vorgesehen sein.

Description

BESCHREIBUNG
COCHLEA-IMPLANTSYSTEM
Technisches Gebiet
Die Erfindung betrifft Cochlea-Implantsysteme mit einer Sprachverarbeitungsein¬ heit und einem Implantat. Cochlea-Implantsysteme sind Hörhilfen für taube Menschen, bei denen aufgrund der Schwere der Hörschädigung konventionelle Hörgeräte keine Wirkung mehr zeigen. Cochlea-Implantsysteme erzielen durch geeignete Stimulation des Hörnervs mit elektrischen Impulsen akustische Eindrücke, mit deren Hilfe durch geeignetes Training das Sprachverständnis und die Aufnahmefähigkeit akustischer Eindrücke (Geräusche, Klänge, Lärm, Musik) beim Patienten in differenziertem Maße hergestellt bzw. wiederhergestellt werden. Der Grad des Erfolges hängt unter anderem vom Intellekt des Patien¬ ten, seinem sozialen Umfeld, der Bereitschaft zur Mitarbeit beim Training, dem Grad der Degeneration des Hörnervs, vom Erfolg des chirurgischen Eingriffs und der technischen Qualität des Implantsystems ab.
Stand der Technik
Cochlea-Implantsysteme bestehen in der Regel aus einer Sprachverarbeitungs¬ einheit, einem Implantat und einem Gerät zur Patientenanpassung und zur Lernunterstützung.
Die Sprachverarbeitungseinheit, die vom Patienten extern am Körper getragen wird, hat in Abhängigkeit vom realisierten Funktionsumfang das Format eines Taschenhörgerätes oder HdO-Hörgerätes (Hinter dem Ohr-Hörgerät). Sie nimmt die Schallwellen mit einem Mikrofon auf, verstärkt sie, analysiert deren spektrale Zusammensetzung, nimmt eine kanalbezogene Dynamikkompression auf patientenverträgliche Stimulationslevel vor und leitet die Informationen über die Spektralanteile und den Signalverlauf an das Implantat weiter. Die Energiever¬ sorgung erfolgt aus Batterien.
Die Signalverarbeitung der Sprachverarbeitungseinheit kann im Spektralbereich einkanalig oder mehrkanalig aufgebaut sein. Einkanalige Systeme verzichten auf die spektrale Zerlegung und leiten das aufbereitete Mikrofonsignal direkt an das Implantat werter.
Der Informationstransport zum Implantat erfolgt percutan oder transcutan. Transcutane Systeme besitzen im Gegensatz zu percutanen Systemen keine elektrischen Durchführungen (Stecker) durch die Haut. Durch den vollständigen Verschluß der Haut nach der operativen Einpflanzung des Implantats wird das Risiko von Infektionen durch transkutane Systeme drastisch reduziert. Der Energie- und Datentransport erfolgt über Hochfrequenz. Ein derartiges Cochlea- Implantsystem ist beispielsweise aus der EP 0241 101 bekannt. Die Daten werden entweder nach Frequenzkanälen getrennt oder zusammenge¬ faßt transportiert. Die Übertragung der Kanäle im Zeitmultiplexverfahren gilt als getrennter Transport. Er findet Anwendung, wenn die Stimulation des Hörnervs separat nach einzelnen Frequenzkanälen erfolgen soll. Ist das nicht beabsichtigt, werden eventuell in der Sprachverarbeitungseinheit erzeugte Frequenzkanäle vor dem Transport wieder zusammengefaßt.
Das Implantat wird dem Patienten über einen chirurgischen Eingriff am Ohr ein¬ gepflanzt. Es empfängt die von der Sprachverarbeitungseinheit aufbereiteten Informationen und setzt sie in Reizimpulse am Hörnerv um. Transcutane Systeme besitzen eine Empfangseinheit für die Hochfrequenz, die in einem her¬ metisch dichten Implantgehäuse untergebracht ist. Percutane Systeme setzen einen implantierbaren Stecker ein.
Die Auslösung der Reize auf dem Hörnerv erfolgt durch elektrische Ströme, die in unmittelbarer räumlicher Nähe zum Nerv an das dort befindliche Gewebe ab¬ gegeben werden und damit den Nerv anregen. Diesem Zweck dienen einzelne Elektroden oder Elektrodenarrays, die bei der Operation am oder im Innenohr (der Cochlea) plaziert werden.
In Abhängigkeit von der Lage der Elektroden wird zwischen extracochlearen und intracochlearen Systemen unterschieden. Bei extracochlearen Systemen befinden sich die Elektroden vollständig außerhalb der Cochlea. Intracochleare Systeme verwenden Elektrodenarrays, die in das Innenohr eingeschoben und damit in enge Nachbarschaft zum Hörnerv gebracht werden. Einzelne Nerven¬ stränge, die wegen der tonotopischen Organisation der Cochlea für die Rezipierung einzelner Frequenzkomponenten zuständig sind, können dadurch gezielter selektiv stimuliert werden.
Die Reizströme folgen entweder direkt dem Zeitverlauf des akustischen Signals (Analogreizung), oder sie haben die Form von Biphasenimpulsen (mit Pausen zwischen den Einzelimpulsen), wobei Amplitude und Impulsdauer der Biphasen¬ impulse die Stimulationsstärke bestimmen (Impulsreizung, vgl. z. B. EP 0241 101). Die aus Gründen der Gewebeverträglichkeit unabdingbare Mittelwertfreiheit der Ströme wird durch kapazitive Ankopplung der Elektroden erreicht. Aus Sicherheitsgründen wird von der kapazitiven Ankopplung auch beim Einsatz der grundsätzlich mittelwertfreien Biphasenimpulse Gebrauch ge¬ macht. Der Stromfluß erfolgt stets zwischen mindestens 2 Elektroden, die dadurch einen Kanal bilden. Systeme mit mehr als 2 Elektroden können diese monopolar (unipolar), bipolar oder multipolar ("distributed ground") schalten. Bei monopolarer Schaltung bildet ein und dieselbe Elektrode den Bezugspunkt für alle Kanäle. Der Strom der für jeden Kanal zuständigen Quellelektrode fließt im¬ mer zu diesem Bezugspunkt. Bei bipolarer Schaltung wird jeder Kanal durch ein dem Kanal zugeordnetes Elektrodenpaar gebildet, so daß keine gemeinsame Bezugselektrode aller Kanäle existiert. Bei multipolarer Schaltung bilden alle Elektroden außer der Quellelektrode des Kanals den Bezugspunkt.
Die Geräte zur Patientenanpassung und zur Lernunterstützung sind üblicher¬ weise als Auftischlösung ausgeführt und befinden sich im Implantcenter oder der H NO-Klinik bei den Technikern und Logopäden, die die Parameter des Cochlea- Implantsystems an die individuellen Bedürfnisse des Patienten anpassen und mit ihm die Benutzung des Systems trainieren. Sie sind meist mit Personal-Compu¬ tern verbunden, die die Parametersätze aller Patienten einer Einrichtung speichern.
Die Geräte umfassen spezielle Einstellhilfsmittel (wie z. B. Drehregler) zur feinfühligen Kalibrierung der Stimulationsstärke im Anpassungsprozeß, LED- Leuchtbandanzeigen zur Signalbeurteilung und Magnetband-Kassettenlaufwer- ke, mit deren Hilfe dem Patienten Testfolgen (Töne, Geräusche, Silben, Worte, Sätze usw.) für Lernzwecke und zur Beurteilung des erreichten Sprachver¬ ständnisses angeboten werden können.
Der für den Patienten ermittelte optimale Parametersatz wird dann mit Hilfe dieser Geräte in die Sprachverarbeitungseinheit einprogrammiert.
Aus Datenblättern des Produktes Clarion der Firma MiniMed Technologies ist ein Cochlea-Implantsystem mit erweiterten Funktionen bekannt, bei dem die Möglichkeit sowohl der Analog- als auch der Impulsreizung besteht. Das System weist ferner Mittel auf, die die Messung der im Implantat auftretenden Elektro¬ denströme und Spannungen und die telemetrische Rückübertragung der Meßergebnisse zur Sprachverarbeitungseinheit gestattet. Auf diese Weise kann die Funktionsfähigkeit des Implantats jederzeit überprüft werden. Hierzu wird je¬ doch bei diesem System ein sehr aufwendiges Ort- und Frequenzmultiplex-Ver- fahren mit mehreren Übertragungsstrecken, unterschiedlichen Sendefrequenzen und Modulationsarten eingesetzt.
Darstellung der Erfindung
Aufgabe der Erfindung ist es, ein neuartiges Cochlea-Implantsystem für bestehende und sich abzeichnende zukünftige Anforderungen bereitzustellen.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß mit den Merkmalen des Cochlea-Implant- systems nach Anspruch 1 oder 19 gelöst. Besondere Ausgestaltungen der Er¬ findung sind Gegenstand der Unteransprüche.
Das erfindungsgemäße Cochlea-Implantsystem weist Mittel zum Einsatz eines neuartigen Übertragungsverfahrens auf, das sämtliche Übertragungsanforde¬ rungen zwischen Sprachverarbeitungseinheit und Implantat auf einer einzigen Übertragungsstrecke gewährleistet. Die zu übertragenden Daten werden zu Datenpaketen zusammengefaßt. Einzelne Datenbits oder Gruppen von Datenbits haben darin jeweils eine spezifische Bedeutung, beispielsweise codieren sie die Reizimpulsdauer. Alle Datenbits des Pakets werden biphasen- codiert und auf eine Trägerfrequenz amplitudenmoduliert. Die Biphase-Codierung der Daten ermöglicht aufgrund der damit verbundenen Mittelwertfreiheit des Signals den Datβnempfang durch das Implantat mit einer gleitenden Signalschwelle. Diese Signalschwelle folgt durch Langzeitintegration der gleichgerichteten Hochfrequenz dem Mittelwert zwischen den Werten 0 und 1. Die eigentliche Erkennung der Werte 0 und 1 erfolgt durch Vergleich des kurzzeitintegrierten Hochfrequenzsignals mit der Schwelle. Voraussetzung ist, daß das Hochfrequenzsignal eine ausreichende Zeit vor der Sendung von Da¬ tenpaketen biphasenmoduliert wird, um die Schwelle einzustellen. Diese Vorgehensweise ermöglicht den korrekten Datenempfang auch bei veränderli¬ chen Hochfrequenzpegeln, die zum Beispiel durch verschieden starke Haut oder durch Verrutschen des Senders entstehen können.
Gemäß Anspruch 3 wird der Beginn jedes Datenpaketes durch eine Bitfolge ge¬ kennzeichnet, die nicht den Regeln der Biphase-Codierung folgt, z. B. durch eine mehrere Datenbit lange Dauer -"0". Dadurch wird gewährleistet, daß nach einem etwaigen Übertragungsfehler der Beginn des Nachfolgepakets vom Empfänger leicht gefunden werden kann, da er sich gut von den Biphase- codierten Datenbits abhebt.
In einer besonderen Ausführungsform des erfindungsgemäßen Implantsystems ist nach Anspruch 4 der Modulationsgrad der Trägerfrequenz geringer als 100 %, so daß ständig Trägeranteile vom Implantat empfangen werden können. Mit dem Träger werden Daten und Energie von der Sprachverarbeitungseinheit zum Implantat übertragen. Die Energie wird zum Betrieb der Implantelektronik und zur Erzeugung der Reizströme benötigt. Die Implantelektronik leitet außerdem aus dem Träger ihre Taktversorgung ab, so daß Sprachprozessor und Implantelektronik immer streng synchron mit dem gleichen Taktsystem ar¬ beiten. Die synchrone Arbeitsweise ist unabdingbare Voraussetzung für die kor¬ rekte Organisation der zeitmultiplexen Nutzung der Übertragungsstrecke von der Sprachverarbeitungseinheit zum Implantat und in umgekehrter Richtung (Anspruch 11). Zudem ist durch Übertragung des Taktes die exakte digitale Auszählung der Reizimpulsdauer im Implantat möglich (Anspruch 5). Der Sprachprozessor ist auch bei gleichzeitiger Reizung mehrerer Kanäle (Anspruch 8) stets genau über die aktuelle Situation im Implantat informiert, kann dement- sprechend die Verwaltung der Übertragungsstrecke vornehmen, zu den richtigen Zeitpunkten neuer Reizimpulse auslösen und die Meßergebnisse (Anspruch 10) entgegennehmen.
Die Biphase-Codierung ist weiterhin ein Mittel zur Erhöhung der Übertragungssi¬ cherheit der Daten. Nach Anspruch 6 weist das Implantat Mittel zur Detektion beider Phasen jedes Datenbits auf, die definitionsgemäß logisch negiert zueinanderstehen. Ist diese Bedingung verletzt, liegt ein Übertragungsfehler vor und die weitere Verwertung der Daten dieses Datenpakets wird verhindert. Zu¬ sätzliche Mittel, beispielsweise zur Überprüfung der CRC-Summe der empfan¬ genen Daten (Anspruch 7), können zur weiteren Erhöhung der Übertragungssi¬ cherheit eingesetzt werden.
In der besonderen Ausgestaltungsform gemäß Anspruch 2 wird in der Sprach¬ verarbeitungseinheit ein digitaler Signalprozessor eingesetzt. Er realisiert die Aufbereitung der akustischen Eingangssignale per Software und ist damit wesentlich flexibler als viele gegenwärtig bekannte fest aufgebaute Sprachpro¬ zessoren. Dadurch wird der gesamte von der Forschung gut aufbereitete Bereich der digitalen Signalverarbeitung für Cochlea-Implantsysteme zugäng¬ lich.
Integrierte Schnittstellen gestatten dem digitalen Signalprozessor direkte Kommunikation mit Personal-Computern (Anspruch 13). Dadurch können erfindungsgemäß die teueren Geräte zur Patientenanpassung und Lernunter¬ stützung entfallen, da deren Funktion durch digitale Signalverarbeitung auf dem Sprachprozessor, geeignete Software auf dem Personal-Computer und digitale Speicherung der Testfolgen mit rechentechnischen Speichermedien wie zum Beispiel CD-ROM's möglich wird.
Bisher bekannte Cochlea-Implantsysteme verwenden Reizimpulse, die wenig mit den natürlichen Nervenimpulsen übereinstimmen. Die spektrale Analyse der akustischen Eingangssignale auf dem Sprachprozessor wird deshalb in der Ausführungsform nach Anspruch 15 mit einem Modell des Ohres vorgenom¬ men. Bei natürlichen Nervenimpulsen beobachtete Erscheinungen wie phase locking, temporale Adaption und Signallaufzeiten zu Kanälen mit niedrigeren Bestfrequenzen werden dadurch berücksichtigt. Phase locking und temporale Adaption bewirken, daß die Nervenfasern bis zu einer Grenzfrequenz von ca. 1,5 kHz synchron zur Phasenlage des akustischen Signals feuern, und daß die Feuerrate selbst bei Dauererregung mit konstanter Amplitude zurückgeht. Die Spektralanalyse ist allerdings nicht auf die Verwendung des Ohrmodells be¬ schränkt. Mit entsprechender Software können auf dem digitalen Signalprozes¬ sor ebenso die schnelle Fouriertransformation (FFT) sowie andere bekannte oder zukünftig entwickelte Transformationen oder auch beliebige Filterbank¬ strukturen implementiert werden (Anspruch 16). Für die Aufbereitung des Mi¬ krofonsignals können darüber hinaus zur Erhöhung der Sprachverständlichkeit unter anderem Algorithmen zur Rauschunterdrückung, zum gezielten Richtungshören (bei Verwendung von 2 Mikrofonen), zur automatischen Verstärkungsregelung und zum Peak-Clipping eingesetzt werden (Anspruch 17).
Die in der Beschreibungseinleitung erwähnten Cochlea-Implantsysteme stimulieren zu jedem Zeitpunkt höchsten einen Kanal. Dadurch wird jedoch die Menge der zum Hörnerv pro Zeiteinheit übertragbaren Information beschränkt. Die Entwicklung hochselektiver Elektroden beseitigt diesen Engpaß, so daß durch Parallelreizung die Übertragungskapazität der Systeme erhöht wird. Die Elektronik des erfindungsgemäßen Implantsystems ermöglicht die Parallelrei¬ zung mehrerer Kanäle (Anspruch 8).
Viele Cochlea-Implantsysteme sind zudem entweder nur für Analogreizung oder nur für Impulsreizung ausgelegt. Insbesondere bei einkanaligen Analogsyste¬ men müssen bei der Patientenanpassung nur relativ wenige Parameter am Im¬ plantsystem eingestellt werden. Die Parametereinstellung erfordert stets die konzentrierte Mitarbeit des Patienten. Einkanalige Analogsysteme werden deshalb gern für Kinder eingesetzt, deren Mitarbeitpotential naturgemäß begrenzt ist. Mehrkanalige Impulssysteme führen dagegen in der Regel zu bes¬ serer Sprachverständlichkeit. In Weiterbildung der Erfindung gemäß Anspruch 8 ermöglicht das erfindungsgemäße Implantat daher sowohl die Analog- als auch die Impulsreizung mit ein und demselben System. Damit kann der Übergang zwischen diesen beiden Stimulationsarten beim Übergang vom Kindes- ins Er- wachseneπalter ohne Reimplantation realisiert werden. In Weiterbildung des erfindungsgemäßen Implantsystems gemäß Anspruch 10 ermöglicht die Elektronik des Implantats die Messung von Elektrodenstromen und -Spannungen am eingesetzten Implantat und die telemetrische Rücküber¬ tragung der Meßergebnisse zur Sprachverarbeitungseinheit. Dafür wird die glei¬ che Hochfrequenzübertragungsstrecke wie für die Übertragung der Daten zum Implantat genutzt. Beide Übertragungsrichtungen teilen sich die Übertragungs¬ strecke im Zeitmultiplex. Dadurch entfällt der vom Clarionsystem (vgl. Beschrei¬ bungseinleitung) bekannte aufwendige Orts- und Frequenzmultiplex mit mehreren Übertragungsstrecken, unterschiedlichen Sendefrequenzen und Mo¬ dulationsarten. Durch diese Beobachtung der elektrischen Vorgänge (Ströme, Spannungen) an den Elektroden während und nach der Implantation können Funktionsausfälle einzelner Elektroden oder des gesamten Implantats, die sonst bei der Operation möglicherweise nicht bemerkt würden, detektiert werden. Ein defektes System kann so bereits während der Operation ausgetauscht werden. Die Diagnose der Ausfallursache zu einem späteren Zeitpunkt (d. h. am bereits eingesetzten Implantat) wird ebenfalls ermöglicht. Strom- und Spannungsver¬ läufe an den Elektroden sind darüber hinaus für wissenschaftliche Untersuchun¬ gen zur Feldausbreitung bei elektrischer Stimulation im Ohrbereich von grundlegendem Interesse. Sie sind unter anderem die Voraussetzung für die Entwicklung hochselektiver Elektroden.
Die Verwaltung der Übertragungsstrecke wird vom Sprachprozessor vorge¬ nommen, da er die dafür erforderliche Rechenkapazität besitzt. Im erfindungs¬ gemäßen Implantsystem wird prinzipiell die Übertragung jeglicher Informations¬ verarbeitung an die Elektronik des Implantats vermieden, die vom Sprachpro¬ zessor erledigt werden kann, da durch den endlichen Wirkungsgrad der Energieübertragung der Hochfrequenzstrecke Verarbeitungskapazitäten auf der Implantseite einen wesentlich höheren Stromverbrauch des Gesamtsystems zur Folge haben. Dementsprechend werden Messungen der Elektrodenströme und -Spannungen immer vom Sprachprozessor in Auftrag gegeben. Er sendet dazu eine Meßanforderung mit einem speziellen Datenpaket, das den Meßauftrag nä¬ her spezifiziert und Informationen über den genauen Zeitpunkt der Rücküber¬ tragung des Meßergebnisses enthält. Dadurch kann der Sprachprozessor die Verwaltung der Übertragungsstrecke so organisieren, daß sie zu diesem Zeitpunkt auf die Rückübertragung vorbereitet ist.
Auf der Elektrikebene werden beide Übertragungsrichtungen unterschiedlich realisiert. Das ist erforderlich, weil auch bei der Rückübertragung von Meßer¬ gebnissen Energie vom Sprachprozessor an das Implantat gesendet werden muß. Auch während dieser Zeit bleibt der Sprachprozessor deshalb die Quelle der Hochfrequenz und damit auch der Taktversorgung für das Implantat. Die Modulation der Hochfrequenz wird bei der Rückübertragung vom Implantat durch unterschiedlich starke Dämpfung der Übertragungsstrecke vorgenom¬ men, die von der Sprachverarbeitungseinheit durch Spannungshübe auf der ge¬ sendeten Hochfrequenz wahrgenommen wird (Anspruch 11, Anspruch 19). Der Sprachprozessor sendet während der Rückübertragung von Meßergebnissen also nie biphase-modulierte Daten, sondern nur unmodulierte Hochfrequenz.
In der besonderen Ausfύhrungsform des Implantsystems nach Anspruch 12 ist das Übertragungsprotokoll (logische Ebene) in beiden Übertragungsrichtungen nahezu identisch. Das betrifft den Aufbau der Datenpakete mit führenden nicht biphase-codierten Bits und nachfolgenden biphase-codierten Datenbits und die Modulation dieser Datenbits auf den Träger. Durch diese Vorgehensweise können identische Teilschaltungen zum Datenempfang, zur Datendekodierung und zur Datensicherung im Implantat und in der Sprachverarbeitungseinheit eingesetzt werden. Durch ein Bit im Datenpaket wird die Übertragungsrichtung gekennzeichnet, damit die Sprachverarbeitungseinheit und das Implantat die je¬ weils von ihnen gesendeten Pakete nicht wieder selbst empfangen.
Eine herausragende Rolle bei der Umsetzung des erfindungsgemäßen Implantsystems spielen Maßnahmen zur Minimierung des Strombedarfs bei der Auswahl der eingesetzten Elektronikbausteine, um eine ausreichende Betriebs¬ dauer des Systems zu gewährleisten. Zu diesen Maßnahmen zählen die Verwendung einer extrem leistungsarmen Technologie zur Realisierung der in¬ tegrierten Schaltkreise und die vordergründige Auswahl von Standardkompo¬ nenten unter dem Gesichtspunkt einer minimalen Stromaufnahme. Beim Aufbau der Sprachverarbeitungseinheit mit einem universellen digitalen Signalprozessor ist das Vorhandensein und die Nutzbarkeit von Stromsparmodi wesentlich.
Das eründungsgemäße Implantsystem läßt sich zudem aufgrund seiner Universalität zur Unterstützung von Forschungs- und Entwicklungsarbeiten, ins¬ besondere der Entwicklung und Erprobung neuer Signalverarbeitungsalgorith¬ men für Cochlea-Implantsysteme (Anspruch 21), einsetzen. Der Einsatz des er¬ findungsgemäßen Implantsystems kann somit im Sinne eines Rapid Prototyping zur Beschleunigung des Erkenntnis- und Entwicklungsfortschritts bei der Entwicklung neuer Implantsysteme beitragen.
Das erfindungsgemäße Implantsystem wird nachfolgend anhand des Ausfüh¬ rungsbeispiels näher erläutert.
Dabei zeigen:
Figur 1 : Das Blockschaltbild für eine beispielhafte Ausgestaltung der Sprachverarbeitungseinheit des erfindungsgemäßen Cochlea-Im- plantsystems,
Figur 2: das Blockschaltbild für eine beispielhafte Ausgestaltung der Elektronik des Implantats des erfindungsgemäßen Cochlea-Im- plantsystems, und
Figur 3: ein Beispiel für eine biphase-codierte (b) im Vergleich zu einer nicht biphase-codierten Bitfolge (a).
Ausführungsbeispiel
Ein Ausführungsbeispiel für das erfindungsgemäße Cochlea-Implantsystem ist in den Figuren 1 und 2 als Blockschaltbild dargestellt. In der Sprachverarbeitungs¬ einheit (100, vgl. Figur 1) wird der universelle digitale Signalprozessor (DSP, 101) vom Typ M 56002 eingesetzt, der sich insbesondere durch folgende Aspekte gegenüber anderen Universal-DSP's auszeichnet: - Eine Festkommaarithmetik mit der damit verbundenen geringeren Stromauf¬ nahme gegenüber Gleitkomma-DSP's;
- 24 Bit Datenbreite, so daß selbst nach Rundungsfehlern noch ein großer ver¬ wendbarer fehlerfreier Dynamikbereich (im Gegensatz zu 16 Bit-DSP's) zur Verfügung steht;
- Stromsparmodi in Zusammenhang mit dem Wart- und dem Stop-Befehl;
- Ersetzbarkeit des darauf zugeschnittenen 24 Bit DSP-RAMs MCM 56824 (102);
- Möglichkeit des Programmbootens vom Personal-Computer über das SCI- Interface;
- Anschließbarkeit von Voice-Band Audio-Prozessoren (103), z. B. des TCM320AC37, über das SSI-Interface; Diese Prozessoren realisieren die analoge Aufbereitung des Mikrofonsignals (Mikrofon 110), die Anti-Aliasing- Filterung, die A/D-Wandlung und die Serialisierung des Wandelergebnisses;
- Bereitstellung einer ausreichend großen Anzahl von General Purpose l/O- Pins zur Realisierung von Steuerungsaufgaben auf dem Sprachprozessor.
Obwohl der M56002 interne Speicher im X-, Y-, und P-Bereich hat, wird hier noch ein zusätzliches externes RAM (102) für speicherintensive Algorithmen, z. B. die FFT, vorgesehen. Reicht der interne Speicher aus, kann darauf verzichtet werden (Bestückungsvariante).
Der Flash-EPROM (104) vom Typ AT29C256 dient zur Speicherung von Programm und Patientendaten im ausgeschalteten Zustand des Sprachprozes¬ sors. Änderungen dieser Informationen werden per Software ohne körperlichen Wechsel des EPROMs direkt vom PC aus durchgeführt (Anspruch 18). Dieser EPROM-Typ erzeugt die notwendige Programmierspannung auf dem Chip und kommt somit ohne Umgebungsschaltung aus. Die Datenbreite ist 8 Bit. Pro¬ gramme sind deshalb nicht direkt im Flash-EPROM lauffähig, sondern werden bei Spannungszuschaltung in das DSP-RAM und den DSP-internen Programm¬ speicher umgelagert und auf 24 Bit Breite gebracht.
Die Sprachverarbeitungseinheit verwendet als speziellen integrierten Schaltkreis das Hochfrequenz-Chip (105). Es dient zum Empfang der über die Hochfre- quenz-Strecke rückgesendeten Meßdaten und wandelt diese in einen asynchro¬ nen seriellen Datenstrom, den der DSP über die RxD-Leitung des SCI-Interfaces empfängt. Da die Übertragung von Meßergebnissen im Vergleich zur Sendung von Reizdaten an das Implantat ein vergleichsweise seltenes Ereignis darstellt, kann diese Wandlung auf die geringere Datenrate des Asynchroninterfaces durchgeführt werden. Die Leitung RxD wird darüber hinaus doppelt benutzt, da der M56002 nur genau ein SCI-Interface besitzt. Sie dient auch zur Kommunika¬ tion mit dem PC (111). Der Hochfrequenz-Chip schartet zwischen beiden Betriebsarten um.
Der Pegeldetektor (106) steuert den Übergang des DSP in den Stop-Zustand. Dieser Zustand wird bei leiser Umgebung wie zum Beispiel in Sprechpausen eingenommen und reduziert die integrale Stromaufnahme. Niedrige akustische Eingangspegel werden über ein General-Purpose-I/O-Pin softwaremäßig detektiert. Das Verlassen des Stop-Zustandes erfolgt entsprechend der Funktionsweise des M56002 mit IRQA.
Periphere Einheiten des DSP mit hoher Datenrate sind an das SSI-Interface an¬ geschlossen. Das betrifft den Voice-Band-Audio-Prozessor (103) und die Hochfrequenz-Daten in Senderichtung über den Modulator (109) und den Sender (108) zum Implantat. Beide Einheiten müssen trotz völlig unterschiedli¬ cher Aufgaben bezüglich des Übertragungsprotokolls untereinander und auf die Möglichkeiten des SSI-Interfaces des M56002 abgestimmt sein. Das vorliegende Ausführungsbeispiel realisiert diese Forderung.
Die Einheit zur V24-Wandlung (107) setzt zum einen die Pegel auf die Erforder¬ nisse des V24-Interfaces um (+, - Spannungsbereich) und stellt zum anderen den Takt für das SCI-Interface bereit, so wie es der M56002-ROM-Bootstrap-La- der erfordert. Diese Einheit muß nicht auf der Sprachverarbeitungseinheit integriert werden, sondern kann im Stecker des Kabels zum PC untergebracht sein. Zum Empfang der Daten vom Hochfrequenz-Chip kann das SCI-Interface auf interne Taktversorgung umgestellt werden, so daß diese Betriebsart auch ohne die Einheit zur V24-Wandlung möglich ist. In vielen Fällen ist allerdings der Anschluß des PC bei der telemetrischen Rückübertragung von Meßergebnissen wünschenswert, um die Meßergebnisse aufzuzeichnen und graphisch auszuwerten. In diesem Fall schaltet der Hochfrequenz-Chip die RxD-Leitung ständig zwischen dem Empfang von Hochfrequenzdaten und PC-Daten (Steuerbefehle, Übertragungsechos) um.
Die Einheit 113 erzeugt das Reset für den Signalprozessor (101) beim Einschal¬ ten der Versorgungsspannung (112), den Takt für das gesamte System (100, 200) sowie die Hochfrequenz für den Modulator (109).
Das dargestellte Ausführungsbeispiel kommt neben den beschriebenen Kernbauelementen mit einer geringen zusätzlichen Beschaltung aus, so daß der Sprachprozessor auf einer 6-Ebenenplatine der Abmessungen 52,2 mm x 52,5 mm aufgebaut werden kann. Die Stromaufnahme ohne Hochfrequenz liegt bei 5V Versorgungsspannung (112) und 16 MHz Taktfrequenz des M56002 bei 53,0 mA (Programm voll intern, ohne Stop-Zustand), 87,5 mA (Programm voll im ex¬ ternen RAM, ohne Stop-Zustand) oder 9,7 mA (DSP im Stop-Zustand, Voice- Band-Audio-Prozessor und Pegeldetektor aktiv).
Figur 2 zeigt ein Beispiel für das Blockschaltbild des Implantats (200) des erfindungsgemäßen Implantsystems. Es enthält Einheiten zum Empfang der Hochfrequenz (201, 202), zur Bildung der Versorgungsspannung (207) auf dem Chip, zur Biphase-Dekodierung der Daten (203), zur Wandlung des empfange¬ nen seriellen Datenstroms in parallele Kommandoworte (205), zur Erzeugung der Reizströme (211, Stromquellen SQ1 bis SQn), zur Ansteuerung der Elektroden 1 bis m (210), zum Messen von Strömen und Spannungen an den Elektroden (212) und zur Rücksendung der Meßergebnisse (213, 214, 201). Die Einheiten sind größtenteils durch Busstruktureπ miteinander verbunden, die in Figur 2 mit dicken Linien dargestellt sind.
In der Einheit zum Empfang der Hochfrequenz (202) wird aus dem vom Empfänger (201) empfangenen Hochfrequenz-Träger der Takt für das Chip ge¬ bildet. Außerdem werden in dieser Einheit die Daten rückerkannt. Dazu wird durch Langzertintegration der gleichgerichteten Hochfrequenz eine gleitende Schwelle gebildet. Die Erkennung der Daten erfolgt durch Vergleich der gleichgerichteten und kurzzeitintegrierten Hochfrequenz mrt der gebildeten Schwelle.
Der nachfolgende Biphasen-Decoder (203) tastet die beiden Phasen des Biphasensignals ab und testet sie auf logische Negation zueinander. Liegen keine Biphasendaten an, wird die Datenubernahme in das Serien-Parallelregister gesperrt, und die zentrale Steuerung (204) wartet auf den Beginn des nachfol¬ genden Datenpaketes. Wegen der starren Taktsynchronität zwischen Sprach¬ prozessor und Implantchip erfolgt die Abtastung mrt Strobe-Signalen, die direkt aus dem Takt abgeleitet und auf den Paketanfang synchronisiert sind.
Der Beginn jedes Datenpakets wird in einer separaten Einheit (208) detektiert. Sie prüft ständig den einlaufenden Datenstrom auf den nicht biphase-codierten Beginn eines neuen Datenpaketes und startet danach die Übernahme des Datenpaketes in den Serien-Parallel-Wandler (205).
Maßgeblich ist dabei die Startflanke der Kennung für den Beginn des Datenpa¬ kets. Besteht die Kennung zum Beispiel aus einer mehreren Datenbit langen Dauer-O", so muß diese von einer 1/0-Flanke eingeleitet werden. Der Paketbe¬ ginn ist erkannt, wenn im Datenstrom nach einer 1 /O-Flanke eine Dauer-O" der vereinbarten Länge detektiert wurde. Nach Ablauf dieser vereinbarten Länge werden die Strobe-Signale zur Biphase-Dekodierung zugeschaltet, und erkannte Datenbits werden in den Serien-Parallelwandler eingeschoben. Nachdem ein Datenpaket biphase-fehlerfrei im Serien-Parallelwandler (205) ein¬ gelaufen ist, wird das Paket in einen der nachfolgenden Parallel-Puffer (209) übernommen. Eine zusätzliche Bedingung für diese Übernahme ergibt sich aus der CRC-Prüfung (206). Dazu wird die im Datenpaket übertragene CRC-Summe mit der auf dem Implantchip gebildeten CRC-Summe verglichen. Fällt der CRC- Check negativ aus, wird das Datenpaket nicht in den parallelen Puffer über¬ nommen. Welcher der Puffer 0 bis n Ziel des Pakets ist, wird aus der ebenfalls im Datenpaket enthaltenen Pufferadresse entnommen.
Mit der Übernahme des Datenpaketes in einen Parallelpuffer (209) beginnt die dem Puffer zugeordnete Aktivität. Bei Übernahme in den Puffer 0 beginnt eine Messung. An die Übernahme in die Puffer 1 bis n schließt sich die Auslösung eines Reizimpulses an. Zur Untersetzung dieser Aktivrtäten dienen weitere Bits im Datenpaket.
Im Falle der Messung werden beispielsweise die zu messende Größe (Elektrodenstrom, Elektrodenspannung, Versorgungsspannung), die Nummer der Elektrode, die Verzögerung zwischen Übertragungsende des Meß- Datenpakets und dem Beginn der Messung, die Verzögerung zwischen Übertragungsende des Meß-Datenpakets und dem Rücksenden des Meßer¬ gebnisses, der Meßbereich und Kommandobits zur Einstellung der Meßeinrich¬ tung und des restlichen Implantchips spezifiziert.
Im Falle der Auslösung eines Reizimpulses enthält das Datenpaket Informatio¬ nen zum beteiligen Elektrodenpaar, zur Dauer des Reizimpulses, zum gewählten Dynamikbereich und zur Stärke des Reizimpulses in diesem Dynamikbereich sowie ein Bit zur Umschaltung zwischen Monophasen- und Biphasenreizung. Dieses Bit gestattet die Wahl zwischen Analog- und Impulsreizung.
Analoge Reizsignale werden durch aneinandergereihte Monophasenimpulse ohne zwischengeschaltete Pausen nachgebildet (Anspruch 9, Anspruch 20). Die maximal realisierbare Frequenz des Analogsignals ergibt sich aus dem Abtasttheorem zu 1/2 x 1 /(Übertragungsdauer des Datenpaketes) für einkana- liges Analogreizen. Bei mehrkanaligem Analogreizen verringert sich die Grenzfrequenz im Mittel auf (1 /Kanalanzahl) x (Grenzfrequenz für einkanaliges Analogreizen). Durch entsprechend geschickte Aufteilung des Übertragungska¬ nals sind Analogkanäle mit gestaffelter Grenzfrequenz möglich. Die Verwendung des Analogreizens setzt zwingend voraus, daß die Elektroden über Kondensato¬ ren angekoppelt sind, um die Mrttelwertf reihert des Analogsignals zu gewähr¬ leisten.
Biphasen-Reizimpulse bestehen aus 2 Impulshälften. In der ersten Impulshälfte fließt der eingestellte Strom von der ausgewählten Elektrode a zur ausgewählten Elektrode b. In der zweiten Hälfte fließt der Strom von der Elektrode b zur Elektrode a. In beiden Impulshälften wird die gleiche Stromquelle verwendet, so daß exakt der gleiche Strom fließt und damit gewährleistet ist, daß nach Ablauf eines Biphasenimpulses keine elektrische Ladung mehr im Gewebe verbleibt. Pausen zwischen den Biphasenimpulsen werden durch Pausen geeigneter Länge zwischen den Datenpaketen erreicht.
Die Vorgabe genau eines Elektrodenpaars für die Ausführung eines Reizimpul¬ ses erlaubt die monopolare und die bipolare Elektrodenschaltung und beliebige Mischvarianten, die mit 2 Elektroden pro Reizimpuls arbeiten (Anspruch 14). Die multipolare Elektrodenschaltung widerspricht der Parallelreizung, da dabei an jedem Reizimpuls alle Elektroden beteiligt sind. Die multipolare Elektrodenschal¬ tung wurde deshalb bei diesem Ausführungsbeispiel ausgeklammert. Ein anderes Ausführungsbeispiel könnte sie jedoch enthalten. Voraussetzung ist ein weiteres Steuerbit zur zusätzlichen Auswahl der multipolaren Betriebsart.
Paralleles Reizen stellt sich ein, wenn vor Ablauf eines Reizimpulses auf einem ersten Elektrodenpaar ein neuer Reizimpuls auf einem weiteren Elektrodenpaar durch Übertragung eines erneuten Datenpaketes ausgelöst wird. Voraussetzung ist, daß sich zeitlich überlappende Reizimpulse von verschiedenen Stromquellen (211) gespeist werden. Zwingend notwendig ist die Beaufschlagung räumlich getrennter Elektrodenpaare mit parallelen Reizimpulsen, damit diese als separate Reizquellen empfunden werden. Die Überlagerung der Ströme im Ge¬ webe muß durch hohe Selektivität der benutzten Elektroden minimiert werden. Das erfordert hohe Isolationswerte zwischen den Elektroden bei geringem Widerstand zum Hörnerv und ist nur durch sehr nahe Lage der Elektroden zu den Nervenenden und größtmöglichen Abstand zwischen den Elektroden zu er¬ zielen.
Ein extremer Fall der Parallelreizung ist das mehrkanalige Analogreizen. Hierbei fließen auf mehreren Elektrodenpaaren gleichzeitig pausenlos Reizströme, da auf ihnen Signale mehrerer analoger Quellen durch Monophasen-Impulse ohne zwischengeschaltete Pausen nachgebildet werden. Diese Quellen können zum Beispiel den unterschiedlichen analogen Ausgängen des Ohrmodells oder einer anderen zur spektralen Zerlegung der akustischen Eingangssignale eingesetz¬ ten Filterbank entsprechen. Die Einheiten zur Elektrodenanschaltung El. 1 bis El. m (210) sind in der Lage, die angeschlossenen Elektroden je nach Vorgabe durch die Steuerung entweder an eine der Stromquellen (211) SQ1 bis SQn oder an Masse anzu¬ schließen. Diese Zuordnung wird im Falle eines Biphasenimpulses in der zweiten Impulshälfte umgekehrt. Außerdem werden Informationen über die Höhe der Elektrodenspannung und des Elektrodenstroms in dieser Einheit abgegriffen und an die Meßeinheit (212) wertergeleitet. Der Einsatz von Stromspiegeln reduziert den von den Stromquellen gelieferten Strom gegenüber dem an die Elektroden gelieferten Strom. Dadurch wird der Spannungsabfall auf dem Bus zwischen den Stromquellen und den Einheiten zur Elektrodenanschaltung redu¬ ziert. Die Elektroden sind in Figur 2 nicht dargestellt. Das Implantat ermöglicht jedoch die Ansteuerung sowohl von extra- als auch von intracochlearen Elektroden.
Die Meßeinheit (212) stellt die Meßergebnisse als parallele Datenworte einem Parallel-Serienwandler (213) zur Verfügung. Ist der Zeitpunkt der Rückübertra¬ gung herangerückt, wird dieses Datenpaket serialisiert. Die Rückübertragung selbst erfolgt durch Dämpfung (214) der für diesen Fall von der Sprachverarbei¬ tungseinheit unmoduiiert gesendeten Hochfrequenz. Die Sprachverarbeitungs¬ einheit empfängt die Daten durch Spannungshübe auf der Hochfrequenz.
Figur 3 zeigt schließlich ein Beispiel für eine biphase-codierte (b) im Vergleich zu einer nicht biphase-codierten Bitfolge (a). Die Biphase-Codierung zeichnet sich dadurch aus, daß während (wie in Figur 3 b gezeigt) oder nach der ersten Hälfte der Übertragungsdauer jedes Bits dessen Wert logisch negiert wird. Damit wird gewährleistet, daß bei einer Langzeitintegration des Übertragungssignals der ermittelte Wert unabhängig vom Wert der übertragenen Bits (insbesondere von der Häufigkeitsverteilung der 0- oder 1 -Werte) ist.

Claims

PATENTANSPRÜCHE
1. Cochlea-Implantsystem mit einer Sprachverarbeitungseinheit (100) und einem Implantat (200), wobei die Sprachverarbertungseinhert zumindest einen Signalprozessor (101), einen Sender (108) für ein Hochfrequenzträ- gersignal und Mittel (101, 109) aufweist, die die Übertragung von Daten zwischen Implantat und Sprachverarbeitungseinheit im Zeitmultiplex durch Amplitudenmodulation des Hochfrequenzträgersignals in Datenpaketen mrt biphasen-codierten Bits realisieren, und das Implantat zumindest einen Empfänger (201) für das Hochfrequenz-Signal, Mittel (202) zur Gleichrich¬ tung und Langzeitintegration des Hochfrequenz-Signals für die Bildung einer gleitenden Signalschwelle, Mittel (202) zur Kurzzertintegration des Hochfrequenz-Signals, Mittel (202) zur Datenerkennung durch Vergleich der gleitenden Signalschwelle mit dem kurzzeitintegrierten Hochfrequenz- Signal und mrt den übertragenen Daten steuerbare Mittel (210) zur An¬ steuerung von extra- und/oder intracochlearen Elektroden aufweist.
2. Cochlea-Implantsystem nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, daß der Signalprozessor (101) ein digitaler Signalprozessor ist.
3. Cochlea-Implantsystem nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zur Übertragung von Daten zwischen Implantat und Sprach¬ verarbeitungseinheit so ausgestaltet sind, daß sie vor jedes Datenpaket eine nicht biphasen-codierte Startkennung setzen, und daß das Implantat Mittel (208) aufweist, die den Datenstrom ständig auf die nicht biphasen- codierte Startkennung untersuchen.
4. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zur Übertragung von Daten zwischen Implantat und Sprach¬ verarbeitungseinheit so ausgestaltet sind, daß die Übertragung von Daten und Energie über genau einen Übertragungskanal ermöglicht wird, wobei der Modulationsgrad des Hochfrequenzträgersignals kleiner als 100 % ist, und daß das Implantat Mrttel (202) zur Ablertung der Energie und eines Taktes aus dem Hochfrequenzträgersignal aufweist.
5. Cochlea-Implantsystem nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß das Implantat Mittel aufweist, die die Bestimmung einer Zeitdauer durch digitale Auszählung aus dem übertragenen Takt ermöglichen.
6. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß das Implantat Mittel (203) zum Abtasten der ersten und zweiten Hälfte jedes übertragenen Bits und eine Logik aufweist, die die Biphase-Codie¬ rung jedes Bits eines Datenpakets überprüft und bei Auftreten eines Feh¬ lers die Verwertung der Daten dieses Datenpakets verhindert.
7. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß das Implantat weitere Mittel (206) zur Erhöhung der Datenübertra¬ gungssicherheit, insbesondere durch CRC-Prüfung, aufweist.
8. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zum Ansteuern der Elektroden so ausgestaltet sind, daß sie abhängig von den übertragenen Daten die Ansteuerung einzelner oder mehrerer Elektrodenpaare, zur Analogreizung oder zur Impulsreizung, zum Einkanal- oder zum Parallelreizen ermöglichen.
9. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zum Ansteuern der Elektroden so ausgestaltet sind, daß zur Analogreizung analoge Reizsignale durch pausenloses Aneinanderreihen von Monophasen-Impulsen nachgebildet werden.
10. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß das Implantat durch die übertragenen Daten steuerbare Mittel (212) zum Messen von Elektrodenströmen, Elektrodenspannungen und/oder der Versorgungsspannung des Implantats und Mittel (201, 214) zur teleme- trischen Rückübertragung der Meßergebnisse aufweist, und daß die Sprachverarbertungseinhert Mittel (108, 105) zum Empfang der rücküber¬ tragenen Daten aufweist.
11. Cochlea-Implantsystem nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zur telemetrischen Rückübertragung so ausgestaltet sind, daß sie die Rückübertragung durch unterschiedliche Dämpfung des von der Sprachverarbeitungseinheit gesendeten Hochfrequenzträgersignals realisieren, und die Mittel zum Empfang der rückübertragenen Daten die unterschiedlichen Dämpfungsgrade auf dem Hochfrequenzträgersignal detektieren.
12. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 10 oder 11 , dadurch gekennzeichnet, daß das Übertragungsprotokoll für beide Übertragungsrichtungen in seinem logischen Grundaufbau übereinstimmt, wobei die Übertragungs¬ richtung durch ein spezielles Bit in den Datenpaketen gekennzeichnet ist.
13. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Sprachverarbeitungseinheit Mittel (107) zum direkten Anschluß an einen Personalcomputer aufweist.
14. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß das Implantat monopolare und bipolare Elektrodenschaltungen ermöglicht sowie alle Mischvarianten, die mit zwei Elektroden pro Reizim¬ puls arbeiten.
15. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 2 bis 14, dadurch gekennzeichnet, daß der digitale Signalprozessor ein Programm enthält, das die Analyse akustischer Signale mrt einem Modell des Ohres ermöglicht.
16. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 2 bis 14, dadurch gekennzeichnet, daß der digrtale Signalprozessor Programme zur schnellen Fourier- Transformation und/oder zur Filterung der akustischen Signale enthält.
17. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 2 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß der digrtale Signalprozessor Programme zur Rauschunterdrückung und/oder zum gezielten Richtungshören und/oder zur automatischen Verstärkungsregelung und/oder zum Peak-Clipping enthält.
18. Cochlea-Implantsystem nach einem der Ansprüche 2 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalprozessor mrt einem zusätzlichen Flash-EPROM (104) verschaltet ist, so daß ein Programmwechsel ohne physischen Austausch des EPROM's ermöglicht wird.
19. Cochlea-Implantsystem mit einer Sprachverarbeitungseinheit (100) und einem Implantat (200), wobei die Sprachverarbeitungseinheit zumindest einen Signalprozessor (101), einen Sender (108) für ein Hochfrequenzträ¬ gersignal und Mittel (101, 109) für die Übertragung von Daten zum Implan¬ tat durch Modulation des Hochfrequenzträgersignals aufweist, und das Implantat zumindest Mittel (201, 202) zum Empfang der übertragenen Daten, mit den übertragenen Daten steuerbare Mittel (210) zur Ansteue¬ rung von extra- und/oder intracochlearen Elektroden, mit den übertrage¬ nen Daten steuerbare Mittel (212) zum Messen von Elektrodenströmen, Elektrodenspannungen und/oder der Versorgungsspannung des Implan¬ tats und Mittel (201, 214) zur telemetrischen Rückübertragung der Meßer¬ gebnisse aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zur telemetrischen Rückübertragung so ausgestaltet sind, daß sie die Rückübertragung durch unterschiedliche Dämpfung des von der Sprachverarbeitungseinheit gesendeten Hochfrequenzträgersignals realisieren, wobei die Sprachverarbertungseinhert Mittel (108, 105) zum Empfang der rückübertragenen Daten aufweist, mit denen die unterschied¬ lichen Dämpfungsgrade auf dem Hochfrequenzträgersignal detektiert wer¬ den.
20. Implantat für ein Cochlea-Implantsystem, das Mittel (210) zum Ansteuern der Elektroden aufweist, die derart ausgestaltet sind, daß zur Analogreizung analoge Reizsignale durch pau¬ senloses Aneinanderreihen von Monophasen-lmpulsen nachgebildet werden.
21. Anwendung des Cochlea-Implantsystems nach einem der Ansprüche 2 bis 20 zur Entwicklung und Erprobung neuer Signalverarbeitungsalgorithmen für Cochlea-Implantsysteme.
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