FR 2587221 A1 19870320 FR 8501855 A 19850131 Système d'implant extra cochléaire à variation de la quantité de courant excitateur par modulation de largeur d'impulsion (électronique de commande). La présente invention a pour objet d'apporter aux sourds profonds non appareillables avec les aides auditives externes par l'implant d'éleaerodee ettra-cochléairee fournissant des quantités de courant de stimulations (excitateurs) proportionnels à l'amplitude du signal sonore par l'intermédiaire de traix d'impuleions dont la largeur est modulée temporellement par les fréquences et les amplitudes acoustiques à entendre. Le secteur technique de cette invention est celui de la construction d'instrumente de prothèses. Le but de la prothèse présentée est de fournir et définir la quantité de courant excitateur extra-cochléaire, en lui associant une variabilité dans le temps à partir de l'amplitude et de la fréquence sonore.Pour celà, on procède à une modulation d'une impulsion dont la largeur suit le signal acoustique en intensité et fréquence (fig.1,1,2,3,4). Cette impulsion est transmise par un système push-pull, associé à un bobinage de charge avec un noyau magnétique. Ce bobinage peut être par ailleurs sans noyau. Il constitue avec leur syetème d'adaptation le système émetteur. L'adaptation est donnée en(fig.2,1).Le système push-pull est donné en (fig 2,2). L'éleotronåque de commande de ce système est donné par le schéma en(fig.3,1)elle comporte un système de référence de tension, un oscillateur, des basoNes, un comparateur, des amplificateurs d'erreurs, de limitation de courant, des amplificakcre avec ou sans compression de gain. Il importe que la quantité de courant injectée dans les électrodes de l'implant ne soit pas toujours du même sens (positive ou négative) par rapport à l'électrode de réfé; rence, ceci afin de ne pas accumuler de charge électrique au niveau de l'organe stimulé où ailleurs.Le système réalisé fait que la somme algébrique des quantités d'électricité positive ou négative par rapport à l'électrode de référence est nulle (ou extremement faible) par symétrisation en surface, c'est à dire la surface de l'onde positive doit être égale à celle de l'onde négative(fig:1,2,3,4);SP = Les circuits électroniques décrits précédemment ont donc été complétés par l'adjonction d'éléments adaptateurs (diodes résistances (fig: 3, 2, 3, 4) associés au bobinage excitateur pour restituer une quantité de courant sensiblement égal et opposé et décalé dans le temps par rapport à celui de l'excitation. (fig: 1, 2, 3, 4). Le système ainsi décrit tient compte de l'induction magnétique qu'il crée dans la région où il est utilisé, ceci afin de ne pas apporter par son intensité et sa fréquence des modifications ou des altérations cellulaires (ossifi cation, calcification). L'évaluation de l'induction magnétique est donnée par la suite Le choix de la fréquence de l'impulsion à moduler en largeur est grand. Il peut titre dans le domaine audible voire à des fréquences beaucoup plus hautes. Le taux de modulation (rapport ae la surface SP minimum à celui de SP maximum doit être iérc ou presque nul) (fig:3,5). Ce taux est réglé par un niveau de tension continue appliquée sur le circuit compensateur (fig: 3, 6). L'impulsion modulable est appliquée par une amplification type push-pull (fig:3,7)sur un bobinage B1 à point milieu (fig: 4, 1) dont l'importance est à considérer en ce qui concerne la symétrisation de la quantité de courant fourni (fig: 3, 2, 3, 4) et (fig: 4, 1). Ce bobinage peut être soit à noyau à air, soit à noyau ferro ou ferrimagnétique apportant à l'induction magnétique crée dans le bobinage, un facteur u intervenant aussi sur la quantité de courant consommé. Cette induction magnétique B = H développe à son tour une forca électromotrice dinduotion dans une petite bobine B2 pouvant être & air ou à noyau magnétique, le signal dans cette bobine est identique à celui décrit en (fig: 1, 2, 3, 4) La quantité d'électricité injectée dans la région cochléaire est calculée à partir des équations électro-magnétique et des caractéristiques électroniques du tissu péri-cochléaire. L'induction magnétique B sera calculée sur l'axe reliant les deux bobines B1, B2. Cette induction est fournie par un courant I(t) traversant la bobine B1/I(t) - I fonction du tamps). Elle a pour expression étant la perméabilité réelle du noyau étant le nombre de spires de la bobine 31 sont les anales représentant la configura- tion géometrique sous laquelle sont vu. les élémenta de la répartition du courant du point où est défini l'induction (point P sur la figure : 5, 1).Cette formulation à la fois simple et comode car elle est déveleppable en série permet de calculer les inductions en certains points péricochléaires et d'évaluer l'importance de cette induction au voisinage des canaux semi-circulaires et des tissus sensibles avoisinnant où il faut éviter une ossification où une calcification par phénomènes inductifs.Le développement en série de la formulation précédente définit une induction en fonction de la géométrie du bobinage B1 voir (fig: 5, 2) et la relation La forme du signal dans la bobine B2 est telle qu'elle r-produit la variation de fréquence. du signal acoustique en en modulant la largeur de l'impulsion transmise par la bobine B1. Les bobines B1 et B2 présentent un couplage magnéticue à noyau ou à air (fig: 3.6 ).Les problèmes de self et de symétrisation de la quantité de courent par rapport à l'électrode de référence doit tenir compte des résistan- ces et des diodes associés (fig: 3, 2, 3, 4) ainsi qiue du coefficient de mutuelle induction de couplage M, et des valeurs des selfs induction L des circuits, des capacités réparties C, de la résistance Re d'adaptation et Ru résistance d'utilisation.Soit p la transformée de la place, les ten suions obtenues dans le bobinage B2 implanté, s'écrivent: Les quantités de courant obtenues au premier ordre repro- duisent dans le temps et l'intensité proportionnellement ceux de l'onde acoustique captée par un microphone (fig: 3, 1, M) dont le signal est amplifié avec ou sans com pression de gain (fig:3, 1, G) L'électronique est de trés faible coût et de dimension trés réduite compatible avec une implantation dans une branche de lunettes par exemple L'alimentation de ce système est réalisée par piles électriques du type prothèses auditives ou piles ordinaires, SYMBOIES DES BLOCS DES FIGURES FIGURE 3,1 A TENSION DE REFERENCE B ALIMENTATION C OSCILLATEUR D BASCULES K AMPLIFICATEUR D'ERREUR H COMPARATEUR L AMPLIFICATEUR AVEC OU SANS COMPRESSION LE GAIN N MICROPHONE G LIMITATION DE COURANT E AMPLIFICATEUR FUSE PULL F SYNETRISATION R BOBINAGE METTEUR A NOYAU OU A AIR S BOBINAGE RECEPTEUR A NOYAU OU A AIR N NOYAU Y COUPLAGE MAGNETIQUE FIGURE 3,3,4 T DIODES U RESISTANCE REVENDICATIONS Système électronique de commande (fig: 3, 1, 2, 3, 4, 5) cet de coupla ge électro-magnétique (fig: 4, 1) et (fig: 2, 2 et 2, 1) fournis sant des quantités de courant à des électrodes d'implante -extra-oochléaires par modulation de la largeur d'une impul sion éleotro-magnOtique (fig: 1, 1, 2, 3, 4) qui induit dans une bobine implantée des quantités de courant reproduisant les variations dans le temps et on intensité , ceux de l'onde acoustique recul sur un capteur type microphone dont le si- gnal est amplifié avec ou sans compression de gain. Ie couplage entre le système excitateur (bobine extérieure) et le système récepteur se fait par mutuelle induction. Les noyaux des bobines utilisées peuvent Outre ferro ou ferri magnétiques ou & air fig: 3, 6, 7 ). Ces bobinages peuvent être accordés par leur capacité réparties ou une capacité rajoutée. Une symétrisation du signal fournissant la quantité d'élec tricité nécessaire à l'excitation est réalisée (fig: 2, 2 et 2, 1) de manière à ce que la somme des courants intervenant dans les tissus par rapport à l'électrode de référence, est al gébriquement nulle ou très faible.L'alimentation de ce sys- time est réalisée par piles électriques du type prothèses auditive ou piles ordinaires