Устройство для передачи сигнала в имплантируемую часть искусственного уха Советский патент 1991 года по МПК A61F11/04 

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано при создании аппарата кохлеарного протезирования.

На фиг. 1 изображена структурная схема предлагаемого устройства; на фиг. 2 - конструкция электрода; на фиг. 3 - варианты взаимного расположения спиралей резонаторов; на фиг. 4 -- график экспериментальных зависимостей отношения мощности Р в приемном электроде к мощности Р0 в передающем электроде от частоты.

Устройство содержит передающий электрод 1, представляющий собой резонатор на связанных радиальных спиралях 2, 3 с противоположным направлением намотки, генератор 4 высокочастотных колебаний, преобразователь 5 акустических колебаний в модулированный электрический сигнал, симметрирующий усилитель 6

и имплантируемый под кожу 7 приемный электрод 8, состоящий из двух спиралей 9, 10, идентичный передающему электроду 1 и соединенный демодулятором 11. Передающий электрод 1, включает диэлектрическую (например, из сигнала) пластину 12, на обе поверхности которой методом напыления 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 разомкнуты

Os Ю

о

2

Ю

или замкнуты, а наружные концы подсоединены к демодулятору 11.

Предлагаемое устройство работает следующим образом.

От высокочастотного генератора 4 элек- тромагнитные колебания подаются на акустический модулятор 5, формирующий необходимые для дальнейшей дешифровки речи импульсы. Затем модулированный высокочастотный сигнал подается на вход симметрирующего усилителя 6, с выхода которого подается на вход передающего электрода 1, образованного спиралями 2, 3. На частотах, близких к резонансным, происходит накопление энергии и увеличение амп- литуды поля в передающем электроде 1. Это поле возбуждает токи в спиралях 9, 10 приемного электрода 8. Так как спирали 9. 10 имеют противоположные направления 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 резонансная связь, носящая полосовой характер. Благодаря тому, что область локализации поля около поверхности электродов 1, 8 ограни- чена 1/6 длины замедленной волны Аз , то при выборе достаточно большого расстояния между электродами 1, 8 связь будет только на низших полосах пропускания, что обеспечивает уменьшение влияния помех. Так как по радиусу электродов 1,8 в зависимости от режимов работы (короткое замыкание или холостой ход) в первой полосе пропускания укладывается Аз /2 или Аз /4, то связь между электродами 1, 8 на низших полосах пропускания обеспечивается при расстояниях между электродами 1, 8 меньших, соответственно, R/3 и 2R/3, где R - внешний радиус спиралей 2, 3 и 9, 10, Возбуждаемая в приемном электроде 8 волна поступает на вход демодулятора 11 и преобразуется в электрический импульс, подаваемый на улитку внутреннего уха (не показана),

Благодаря противоположному направ- лению намотки спиралей в электродах 1, 8 и малому расстоянию между ними (для обеспечения эффективной связи между спиралями это расстояние должно быть меньше шага спирали) магнитные поля, создавав- мыв азимутальными составляющими токов складываются и индуктивность существенно возрастает, что приводит к замедлению противофазной электромагнитной волны на

один, два порядка, превышающему геометрическое замедление. Под геометрическим замедлением понимается отношение длины проводника спирали к ее радиальному размеру. Увеличение замедления обеспечивает возможность резонансного режима работы электрода относительно малых размеров (10-20 мм) на частотах 50-70 мГц.

В спиральной замедляющей системе одновременно существуют волны электрического и магнитного типов. При противофазном возбуждении электромагнитного поля в спиралях с противоположным направлением намотки, энергия волны электрического типа концентрируется между спиралями, а энергия волны магнитного типа - снаружи спиралей.

Увеличение эффективности передачи информации и энергии обусловлено практически полным отсутствием влияния кожи на коэффициент передачи энергии. Это происходит благодаря индуктивной связи между электродами 1, 8 и относительно малому расстоянию между ними. Помехозащищенность обеспечивается не только подавлением более высокочастотных полос пропускания, но и не возможностью возбуждения противофазной волны в близко расположенных спиралях случайным сигналом.

На фиг. 4 показан график зависимости отношения мощности Р в приемном электроде к мощности Ро в передающем электроде от частоты f. Из графика видно, что при расстоянии между электродами, равном 10 мм, ослабление мощности составляет 3 Дб, а полоса пропускания составляет 10%, что более чем достаточно для качественной передачи микросекундных импульсов.

Таким образом, устройство передачи сигнала в имплантируемую часть искусственного уха отличается помехозащищенностью и высокой эффективностью передачи.

Формула изобретения

Устройство для передачи сигнала в имплантируемую часть искусственного уха, содержащее имплантируемый под кожу приемный электрод, соединенный с демодулятором, и установленный напротив него на внешней поверхности кожи передающий электрод, соединенный с последовательно включенными преобразователем акустических колебаний в электрический сигнал и высокочастотным генератором, отличающееся тем, что, с целью повышения помехозащищенности, приемный и передающий электроды содержат диэлектрическую пластину, на обеих поверхностях которой имеются соосно связанные радиальные токопроводящие спирали с противоположным направлением намотки, при этом концы спиралей приемного и передающего электродов, выполненных в виде двухрядных полосковых резонаторов, соединены соответственно с демодулятором и преобразователем акустических колебаний в электрический сигнал.

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано при создании аппарата кохлеарного протезирования. Цель изобретения - повышение помехозащищенности. Устройство содержит приемный и передающий электроды (3) 8 и 1. Э 8 соединен с демодулятором 11. Генератор 4 через акустический модулятор 5 и симметрирующий усилитель 6 подключен к Э 1. Новым в устройстве является выполнение Э 1 и 8 в виде идентичных двухрядных резонаторов на связанных радиаль- ных спиралях с противоположным направлением намотки, 4 ил.

Июни

фи&1

%г.З

WtffoЈ& y Pffx

J л

10

30

5070

ФиъА

100

120 У мГу