Brevet FR2668017A1 — publié le 19920417

Circuit de stimulation électrique pour prothèse cochléaire La présente invention concerne le traitement des surdités, notamment celui des surdités totales, par la stimulation électrique de l'oreille interne. Dans cette technique, on implante dans l'oreille interne par voie cbirurgicale une ou plusieurs électrodes dans la cochlée ou sur celleci (l'implantation pouvant être aussi bien intra-cochléaire qu'extracochléaire), électrodes qui, sous l'effet de l'application d'un signal approprié, vont exercer sur la cochlée une action électrique, doublée éventuellement d'une action mécanique, excitant ainsi les fibres du nerf auditif et procurant de façon artificielle au sujet, par ce biais" une sensation auditive. On notera que cette technique s'oppose à celle des "prothèses auditives" ou "prothèses acoustiques" proprement dites, où l'on utilise un simple circuit amplificateur audio recevant le signal d'un microphone et restituant celui-ci à un transducteur électro-acoustique (écouteur) situé dans l'oreille ; une telle technique ne peut s'appliquer qu'au traitement des insuffisances auditives, et non à celles des surdités totales ; en outre, elle repose sur un principe entièrement différent. Dans la stimulation cochléaire, les électrodes sont excitées par des signaux biphasiques, c'est-à-dire des signaux présentant une polarité alternativement positive et négative et tels que les quantités des courant appliquées aux électrodes, et donc traversant les tissus, soient respectivement les mêmes pour une polarité et pour l'autre, de manière, après avoir appliqué une charge, à annuler cette charge par l'inversion de courant et l'application de la phase immédiatement consécutive de polarité opposée. Les tissus ne se chargeant pas de façon exactement symétrique à l'application d'une charge positive et à l'application d'une charge négative, on peut être amené, pour obtenir une annulation totale effective de la charge par l'inversion de courant, à générer des signaux quasi-biphasiques dont les quantités de courant, non exactement semblables dans une phase et dans l'autre, compensent cette dissymétrie de comportement des tissus. Dans la suite, on assimilera cependant de tels signaux quasi-biphasiques aux signaux exactement biphasiques, l'ajustement approprié de la forme des signaux appliqués par le dispositif étant à la portée du spécialiste de cette technique. Selon les techniques mises en oeuvre, on peut prévoir une électrode unique (technique dite "monocanal") ou une pluralité d'électrodes implantées en des points différents (technique dite "multicanal"). Dans le cas d'un dispositif multicanal, chaque électrode reçoit toujours un signal de durée et de forme identiques, mais différant d'une électrode à l'autre. Le dispositif d'excitation acoustique comporte alors, outre un capteur microphonique, une batterie de filtres d'analyse du signal microphonique capté, ces filtres étant en nombre égal à celui des électrodes. Un microprocesseur sélectionne alors la voie sur laquelle le niveau du signal est le plus important et excite alors l'électrode correspondante ; par exemple, on délivre une impulsion longue si la fréquence dominante est une fréquence grave, ou une impulsion courte si la fréquence dominante est une fréquence aiguë. La présente invention appartient à la seconde catégorie, à savoir celle des prothèses monocanal, n'utilisant donc qu'une seule électrode implantée. En tout état de cause, les dispositifs d'excitation actuellement utilisés, qu'ils le soient pour des dispositifs de type monocanal ou multicanal, présentent tous le quadruple inconvénient d'être à la fois: spécifiques : leur principe de fonctionnement est sans rapport avec celui des prothèses acoustiques, ce qui conduit à des cir cuits développés spécialement pour cette technique, ~chers, en raison de leur spécificité et des faibles séries (ces techniques sont encore très peu développées), ~encombrants:: ces dispositifs sont généralement portés à la ceinture et reliés à l'oreille par un fil transmettant les signaux à l'électrode par voie sous-cutanée ou percutanée, et ils sont donc relativement handicapants pour ceux qui souhaitent les utiliser à longueur de journée, et ~peu économes du point de vue de leur consommation : celle-ci, relativement élevée, impose une pile de capacité relativement importante, donc volumineuse et ne pouvant par suite être logée que dans un boîtier de dimensions non négligeables, typiquement le boîtier porté à la ceinture mentionné ci-dessus. La présente invention a pour objet de remédier à ces différents inconvénients en proposant un dispositif de type monocanal réalisé de façon très simple par adaptation d'une prothèse auditive du type de celle utilisée pour remédier aux déficiences d'audition courantes, c'est-à-dire comprenant un microphone, un amplificateur et un écouteur. On verra en particulier qu'il est possible d'utiliser, après une adaptation appropriée, une prothèse du type "contour d'oreille, donc légère, ce qui remédie aux inconvénients des boîtiers actuels portés à la ceinture. Par ailleurs, comme on le verra également, la conception du dispositif d'excitation de la présente invention permet d'avoir un excellent rendement du point de vue électrique, donc de se contenter des petites piles incorporées aux boîtiers classiques de type contour d'oreille", à la différence des dispositifs de stimulation cochléaire actuels qui, du fait de leur faible rendement, nécessitent tous le recours à une pile de volume relativement important, rendant encore plus nécessaire le boîtier porté à la ceinture. En outre, le fait de réaliser le dispositif d'excitation cochléaire de la présente invention à partir d'une prothèse auditive classique, modifiée de façon appropriée, permet d'abaisser considérablement le coût de ce dispositif. Essentiellement, comme on l'expliquera plus bas, pour réaliser un tel dispositif de stimulation cochléaire à partir d'éléments existants sur le marché dans le domaine voisin des prothèses auditives, il y aura lieu de modifier le dispositif existant afin de délivrer un niveau de tension élevé, compatible avec une excitation cochléaire (de l'ordre de 0,5 à 2 V selon les individus). Ces différents buts sont atteints, selon l'invention grâce à un circuit de stimulation électrique du type précité, c'est-à-dire délivrant à une électrode cochléaire, implantée dans l'oreille interne d'un sujet, un signal électrique alternatif fonction d'un signal microphonique capté et amplifié, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens amplificateurs du signal microphonique constitués d'un amplificateur fonctionnant en classe D, recevant en entrée ledit signal microphonique et délivrant en sortie ledit signal électrique alternatif. On pourra notamment réaliser un tel dispositif de stimulation cochléaire sous la forme d'un boîtier ayant le même aspect que celui d'une prothèse auditive classique (mais assurant une fonction tout à fait différente, comme on l'a indiqué), donc susceptible d'être très bien accepté par le sujet: le handicap psychologique de l'apprentissage de l'audition par un sourd total ne viendra pas ainsi se doubler d'un handicap esthétique et fonctionnel lié à l'obligation d'emmener avec soi un boîtier volumineux porté à la ceinture et relié par un fil à un couplage sous-cutané ou percutané. Dans un premier mode de réalisation, adapté notamment à une stimulation extra-cochléaire, le signal de sortie de l'amplificateur est délivré à l'électrode par l'intermédiaire d'un transformateur élévateur de tension couplé à des moyens formant filtre passe-bas. Dans un second mode de réalisation, adapté notamment à une stimulation intra-cochléaire, le signal de sortie de l'amplificateur est délivré à l'électrode par l'intermédiaire de moyens formant filtre passe-bas, des moyens étant en outre prévus pour transposer la tension d'alimentation de l'étage de sortie de l'amplificateur de manière à accroître l'excursion de tension dudit signal électrique alternatif appliqué à l'électrode. 0 D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description détaillée ci-dessous de deux modes de réalisation de l'invention, faite en référence aux dessins annexés. La figure 1 illustre un premier mode de réalisation de l'invention. La figure 2 montre la forme des signaux de sortie pour différents niveaux de signal microphonique. La figure 3 illustre un exemple d'implantation du circuit de la figure 1. La figure 4 montre une modification partielle du circuit de la figure 1 correspondant à un second mode de réalisation de l'invention. 0 La figure 1 représente le schéma général du dispositif d'excitation cochléaire selon l'invention. Comme on l'a indiqué plus haut, ce dispositif électronique peut être réalisé en modifiant et en adaptant un produit disponible dans le commerce pour une application différente, et qui est, dans l'exem- ple représenté, le circuit de la prothèse auditive commercialisée sous les références P4 ou P4x par la société BERNAFON. On ne décrira donc que succintement les parties de ce circuit qui n'ont pas été modifiées, de plus amples détails pouvant être trouvés dans la notice technique de ce dispositif. Le circuit d'excitation de l'invention comporte essentiellement, comme on l'a dit plus haut, un amplificateur de type dit "classe D", fonctionnant donc en commutation. Outre son mode de fonctionnement particulier, dont on utilisera les particularismes pour assurer le codage du signal d'excitation cochléaire, ce type d'amplificateur présente un rendement très élevé, de l'ordre de 80%, ce qui le rend particulièrement avantageux dans l'application envisagée, et permet de l'utiliser avec une alimentation intégrée fournie par une simple pile au mercure de type "bouton". Il n'est donc pas besoin d'une alimentation extérieure volumineuse, comme actuellement pour les dispositifs d'excitation cochléaires portés à la ceinture et contenant une pile relativement volumineuse nécessaire en fonction du faible rendement des circuits employés jusqu'à présent. Cet amplificateur comporte essentiellement un étage de pilotage 10, un étage de puissance 20 à commutation, un dispositif d'ajuste~ ment de puissance 30, une source de tension 40 (ici une pile au mercure 1,5 V), un tripleur de tension 50 permettant de délivrer une tension à vide de l'ordre de 3,8 V et en charge de l'ordre de 3 V, ainsi qu'un générateur d'horloge 60 assurant le cadencement du circuit de pilotage 10. Dans le cas de la prothèse acoustique (c'est-à-dire d'un simple amplificateur reproduisant un signal microphonique appliqué dans le conduit de l'oreille externe du sujet), l'amplificateur alimente un écouteur 70, représenté en tiretés sur le dessin, qui a été supprimé dans le cas de la présente invention : puisqu'il s'agit d'exciter directement et électriquement la cochlée, une stimulation acoustique de l'oreille externe n'est d'aucun secours pour pallier une surdité totale), et remplacé par un ensemble 80, que l'on décrira plus loin. Le circuit de pilotage 10 comporte essentiellement un ensemble intégré 11, avec essentiellement un générateur de signaux d'entrée îîa et un générateur de dents de scie llb. Le circuit îîa reçoit les signaux Ue captés par un microphone, et délivre, en fonction de ces signaux, des tensions U1 et U2, respectivement positives et négatives, de niveau constant, et une tension différentielle Ud, variant comme le signal microphonique Ue. Pour sa part, le générateur de dents de scie, alimenté par le signal d'horloge CK, délivre une dent de scie Uc dont les amplitudes extrêmes positives et négatives sont symétriques par rapport à la tension de référence, à une fréquence de récurrence de l'ordre de 32 kHz, correspondant à une périodicité de 30 Rs. Les différents signaux U1, U2, Ud et Uc sont ensuite combinés par trois comparateurs 12, 13, 14 et par des portes logiques 15, 16, 17. Les signaux résultants obtenus en sortie des portes 16 et 17 sont appliqués à l'étage de puissance 20,qui constitué de quatre transistors montés en pont, à savoir deux transistors 21, 23 de type MOS à canal p et deux transistors 22, 24 de type MOS à canal n. Entre les points communs respectifs des transistors 21, 22 et 23, 24, on obtient une tension Vo présentant la forme illustrée sur la figure 2. Sur la figure 2a, on a représenté le signal Vo en l'absence de modulation : il s'agit alors d'un signal récurrent d'amplitude + (Vx -Vp), Vx et Vp étant les potentiels appliqués aux deux autres points communs du pont (c'est-à-dire, respectivement, entre les transistors 21, 23 et 22, 24). Ce signal se présente sous la forme d'une brève impulsion bipolaire récurrente, avec une périodicité de l'ordre de 30 Cls (fréquence de l'ordre de 32 kHz). A l'apparition d'un signal modulant Ue, le signal se modifie de la manière illustrée figures 2b (pour un signal modulant d'amplitude modérée) et 2c (pour un signal modulant d'amplitude maximale) : on voit alors que l'impulsion, qui conserve toujours la même fréquence de récurrence, voit sa largeur augmenter, tant pour son alternance positive que pour son alternance négative, proportionnellement à l'amplitude du signal modulant. Le dispositif comporte en outre un circuit d'ajustement de la puissance permettant de régler le potentiel Vx, et donc l'amplitude maximale (tant positive que négative) de l'impulsion délivrée par l'étage 20, ceci de manière à respecter la dynamique auditive particulière du sujet (seuil d'audition et seuil de douleur). On notera que cette caractéristique est particulièrement utile dans le cas de la stimualtion électrique de l'oreille interne, en raison de la faible dynamique du nerf auditif des sujets auxquels cette technique est prescrite. Cet étage 30 comporte un amplificateur opérationnel 31 fonctionnant en comparateur, dont l'une des entrées est reliée en un point d'un réseau diviseur 32 sélectionné par le commutateur schématisé en 33 ; en pratique, il s'agit de commutateurs à l'état solide commandés par une programmation appropriée d'un circuit intégré. Cette partie du dispositif n'ayant pas d'intérêt pour la description de l'invention, elle ne sera pas décrite plus en détail. L'entrée inverseuse de l'amplificateur opérationnel 31 reçoit le potentiel Vx permettant de définir l'amplitude de l'impulsion délivrée par l'amplificateur. Enfin, la sortie de cet amplificateur com mande un transistor 34 de type MOS à canal p. Avec une telle configuration, la tension Vx est écrêtée dès qu'elle dépasse un seuil donné, déterminé par la programmation du commutateur 33, permettant ainsi le respect du seuil de douleur propre au sujet. Dans la prothèse acoustique de type connu mentionnée plus haut, le signal Vo alimente un écouteur 70 qui reproduit acoustiquement un signal qui est l'image du signal microphonique Ue capté et amplifié, l'inductance propre de l'écouteur jouant le rôle de filtre pour la suppression de la composante à 32 kHz de la porteuse du signal. Pour pouvoir utiliser de tels signaux dans une autre application que celle pour laquelle l'amplificateur a été conçu - c'est-à-dire pour les utiliser en excitation cochléaire au lieu de les utiliser en simple alimentation d'un écouteur de prothèse acoustique~, le circuit a été modifié de la manière illustrée, en supprimant l'écouteur préexistant 70 et en le remplaçant par un ensemble excitateur 80. Dans le premier mode de réalisation illustré figure 1, cet ensemble excitateur est constitué d'un transformateur élévateur de tension 81 dont le primaire est relié entre les points milieu des transistors 21, 22 et 23, 24, respectivement, et dont le secondaire est relié aux deux fils de l'électrode implantée dans la cochlée. Un condensateur 82 est prévu pour assurer le filtrage de la porteuse à 32 kHz, qui est indésirable pour la stimulation du nerf auditif. Ce condensateur peut avoir par exemple une valeur de l'ordre de 68 à 100 nF. Les électrodes utilisées peuvent être par exemple celles utilisées pour le système d'implant cochléaire commercialisé sous la dénomination INERMD par la société SYMBION, Inc., ou toute autre électrode de stimulation cochléaire comparable. On notera que, outre son rôle subsidiaire de filtrage de la porteuse à 32 kHz (en combinaison avec le condensateur 82), le transformateur élévateur#de tension 80 est indispensable pour obtenir en sortie des niveaux de tension compatibles avec une excitation cochlée aire, typiquement compris entre 0,2 et 4 V selon les sujets. Le dispositif utilisé ne délivrant en sortie de l'étage de commutation qu'une tension de + 1,3 V crête à crête (tension convenant par faitement à l'excitation d'un transducteur acoustique tel que l'écou- teur 70), cette tension est insuffisante pour une stimulation électri- que. C'est pour cette raison que l'on prévoit le transformateur élévateur 80, dont le rapport de transformation peut être de l'ordre de 1 : 2. Le dispositif ainsi réalisé présente les caractéristiques suivantes: ~tension de sortie maximale Vs : 4 V crête à crête, réglable de 200 mV à 4 V par programmation du commutateur 33 en fonc tion de la sensibilité propre du sujet, ~intensité maximale délivrée en sortie à l'électrode: 2 mA, impédance de charge nominale (impédance équivalente de l'électrode): 1,2 à 15 kQ, - bande passante : 200 à 3000 Hz, - autonomie avec une pile au mercure de 1,5 V : 240 heures environ (valeur moyenne). La figure 3 montre l'implantation physique des divers éléments du circuit, réalisé ici sous la forme d'une adaptation de la prothèse BERNAFON P4 ou P4X. Comme on peut le voir sur cette figure, l'ensemble 90 des éléments a été totalement intégré dans le corps de la prothèse préexistante modifiée, de sorte qu'il est ainsi possible, pour la première fois, de disposer d'un appareil d'excitation de prothèse cochléaire sous la forme d'un simple boîtier de type "contour d'oreille". Cette réalisation sous forme d'un appareillage de type contour d'oreille" n'est cependant pas limitative, et d'autres réalisations peuvent être envisagées sur le même modèle, par exemple des appareillages de type intra-auriculaire ou intra-conque, identiques quant à leur aspect extérieur aux prothèses auditives classiques, mais délivrant non plus un signal acoustique mais un signal électrique. On peut reconnaître sur la figure 3 les différents éléments conventionnels de cet ensemble 90, à savoir le logement 91 de la pile 40, le circuit imprimé 92 portant les différents composants, le potentiomètre 93 de réglage du niveau de puissance, le volet 94 permettant d'accéder aux différents paramètres de programmation du générateur de signaux d'entrée et de dents de scie, le conduit 95 formant conduit acoustique (dans le cas de la prothèse acoustique), le microphone 96, le circuit intégré 97 et le logement d'écouteur 98. Dans le cas de l'invention, on supprime l'écouteur qui se trouvait dans le logement 98 et on utilise la place ainsi libérée pour y loger le transformateur élévateur 81 et le condensateur de filtrage 82. Les fils reliés aux électrodes peuvent alors être glissés par le conduit 95, qui servait auparavant de conduit acoustique et reliés aux électrodes proprement dite par voie percutanée ou trans cutanée, de manière en elle-même connue. La figure 4 représente une autre réalisation possible de l'invention, c'est-à-dire une autre adaptation possible de la prothèse BERNAFON P4 ou P4X pour la transformer en générateur de signaux d'excitation électrique de la cochlée. Ce second mode de réalisation convient plus particulièrement à une stimulation de type intra-cochléaire, alors que le premier convenait plutôt à une stimulation extra-cochléaire, compte tenu des niveaux de tension et de courant respectivement délivrés dans l'un et l'autre cas. Dans cette seconde forme de réalisation, on n'utilise plus de transformateur pour élever la tension, et les électrodes (signal d'excitation Vs) sont alors directement reliées aux points communs des transistors 21, 22 et 23, 24, respectivement, avec simple placement en parallèle d'une cellule LC série formée d'une inductance 83 et d'un condensateur 84 destiné à assurer le filtrage de la porteuse résiduelle à 32 kHz. Pour disposer en sortie de niveaux de tension compatibles avec une excitation cochléaire (c'est-à-dire pouvant aller jusqu'à 3,8 V) alors que étage de sortie 20 délivre normalement qu'une tension de l'ordre de 1,5 V, on utilise le circuit tripleur de tension 50 déjà existant dans la prothèse mentionnée, et destiné initialement à alimenter en tension négative les différents circuits de l'étage de pilotage 10 (on notera que, dans cet exemple, la masse du circuit est reliée au potentiel positif Vdd, le potentiel de référence n'étant pas ce potentiel mais le potentiel Vp relié au pôle négatif de la pile). Pour avoir un potentiel négatif par rapport à Vp, il est donc nécessaire de prévoir un circuit supplémentaire, qui va produire une tension -Vss de l'ordre de -3 V (- 3,8 V à vide) par rapport à Vdd. Cependant, ce circuit n'est pas à lui seul suffisant pour alimenter les électrodes car il n'est dimensionné que pour un courant maximal de sortie de l'ordre de 1 à 1,5 mA maximum, alors que l'excitation des électrodes requiert un courant de l'ordre de 2,5 à 3 mA, valeurs pour lesquelles on aboutirait à un écroulement de la tension en sortie du tripleur de tension 50. Pour pallier cet inconvénient, on combine la tension produite par le tripleur de tension 50 à celle produite par la pile 40 (1,3 V par rapport à la masse). On réalise ceci au moyen de deux diodes 85 et 86 : la diode 85 est interposée sur la ligne d'alimentation Vp pour éviter que le tripleur de tension 50, qui fournit la tension la plus élevée ne vienne débiter dans la pile 40 ; la diode 86 applique la tension issue de ce tripleur 50 à l'étage de sortie 20, ce qui permet d'obtenir aux bornes des électrodes une tension crête à crête de 3,8 V, avec un courant maximal typique de 2 mA. Pour la réalisation pratique de ce circuit, on peut avantageusement réutiliser pour l'inductance 83 la bobine 99 (figure 3) formant capteur téléphonique présente dans toutes les prothèses acoustiques, et dont l'inductance élevée permet de disposer d'une cellule LC efficace. On choisit alors pour le condensateur 84 une valeur permettant d'obtenir une fréquence de coupure de l'ordre 4 kHz, avec une pente de 6 dB par octave. REVENDICATIONS 1. Un circuit de stimulation électrique pour prothèse cochléaire, délivrant à une électrode cochléaire, implantée dans l'oreille interne d'un sujet, un signal électrique alternatif fonction d'un signal microphonique capté et amplifié, circuit caractérisé en ce qu'il comprend des moyens amplificateurs du signal microphonique constitués d'un amplificateur (10, 20) fonctionnant en classe D, recevant en entrée ledit signal microphonique et délivrant en sortie ledit signal électrique alternatif (Vs). 2. Le circuit de stimulation électrique de la revendication 1, notamment pour une stimulation extra-cochléaire, caractérisé en ce que le signal de sortie de l'amplificateur est délivré à l'électrode par l'intermédiaire d'un transformateur élévateur de tension (81) couplé à des moyens (82) formant filtre passe-bas. 3. Le circuit de stimulation électrique de la revendication 1, notamment pour une stimulation intra-cochléaire, caractérisé en ce que le signal de sortie de l'amplificateur est délivré à l'électrode par l'intermédiaire de moyens (83, 84) formant filtre passe-bas, des moyens (50, 85, 86) étant en outre prévus pour transposer la tension d'alimentation de l'étage de sortie (20) de l'amplificateur de manière à accroître l'excursion de tension dudit signal électrique alternatif appliqué à l'électrode.