DE60107062T2

DE60107062T2 - Vollständig implantierbare cochlea-microprothese mit einer vielzahl von kontakten

Info

Publication number: DE60107062T2
Application number: DE60107062T
Authority: DE
Inventors: A. Michael FALTYS; A. Glen GRIFFITH; Vanbrooks William HARRISON
Original assignee: Advanced Bionics Corp
Current assignee: Boston Scientific Neuromodulation Corp
Priority date: 2000-03-31
Filing date: 2001-03-30
Publication date: 2005-11-24
Anticipated expiration: 2021-03-31
Also published as: WO2001074278A3; AU2001251144A1; DE60107062D1; US20040082985A1; US7444185B1; US6826430B2; ES2230295T3; EP1267761A2; US20010031909A1; WO2001074278A2; US6980864B2; EP1267761B1

Description

Hintergrund der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft implantierbare Vorrichtungen und insbesondere eine vollständig implantierbare Vorrichtung oder System zur Stimulierung oder Abtastung von lebendem Gewebe. Die implantierbare Vorrichtung weist eine wiederaufladbare Batterie oder eine andere erneuerbare Stromquelle auf. Insbesondere betrifft die Erfindung ein vollständig implantierbares Cochlea-Implantatsystem (FICIS), das es stark schwerhörigen Personen erlaubt, Geräusche zu hören, ohne externe (nichtimplantierte) Hörgeräte oder -komponenten tragen zu müssen.
Gegenwärtig verfügbare implantierbare Stimulationsvorrichtungen, z. B. eine Cochlea-Implantatvorrichtung oder ein Nervenstimulator, haben normalerweise eine implantierte Einheit, eine externe Wechselstromspule und eine externe Steuereinheit und Stromquelle. Die externe Steuereinheit und Stromquelle weisen einen geeigneten Steuerprozessor und weitere Schaltungen auf, der entsprechende Befehls- und Stromsignale erzeugt und an die implantierte Einheit sendet, damit diese ihre beabsichtigte Funktion ausführen kann. Die externe Steuereinheit und Stromquelle werden von einer Batterie gespeist, die der implantierten Einheit über eine induktive Kopplung durch die Wechselstromspule elektrische Leistung für jeden notwendigen Signalverarbeitungs- und Steuerschaltkomplex und zum elektrischen Stimulieren ausgewählter Nerven oder Muskeln zuführt. Eine effiziente Leistungsübertragung durch die Haut eines Patienten von der externen Einheit zur implantierten Einheit über die induktive Kopplung erfordert einen konstanten genauen Abgleich bzw. eine genaue Ausrichtung zwischen den beiden Einheiten.
Repräsentative bekannte Cochlea-Implantatsysteme sind beispielsweise in den US-Patenten 4 532 930; 4 592 359; 4 947 844; 5 603 726; 5 776 172; 6 002 966 und 6 067 474 offenbart.
Zum Nachteil erfordert jedes der bekannten Cochlea-Stimulationssysteme mit Ausnahme bestimmter Ausführungsformen des Systems, das im Patent 6 067 474 offenbart ist, die Verwendung einer externen Stromquelle und eines Sprachverarbeitungssystems, die mit der implantierten Stimulationsvorrichtung gekoppelt sind. Bei vielen Patienten kann die Erreichung und Beibehaltung der erforderlichen Kopplung zwischen den externen Komponenten und der implantierten Komponente mühevoll, unbequem und unansehnlich sein. Es besteht also Bedarf und Nachfrage nach einer kleinen, leichten vollständig implantierbaren Vorrichtung oder System, die bzw. das keine externe Einheit erfordert, um vollständig funktionsfähig zu sein, das keinen konstanten externen Strom erfordert und das eine langlebige interne Batterie aufweist, die bei Bedarf in einem relativ kurzen Zeitraum wieder aufgeladen werden kann.
Selbst wenn eine wiederaufladbare Batterie zur Verwendung in einem implantierbaren Cochlea-Stimulationssystem verfügbar wäre, darf eine solche wiederaufladbare Batterie die Größe des bestehenden implantierbaren Cochlea-Stimulators nicht wesentlich ändern. Der Grund dafür ist, daß die Krümmung und Dicke des Schädels derartig ist, daß nur ein begrenzter Raum vorhanden ist, wo der Chirurg eine Ausbuchtung ausbilden kann, in der ein Cochlea-Stimulator implantiert werden kann. Dies ist ein besonders akutes Problem bei kleinen Kindern, wo die Dicke des Schädels relativ dünn und die Krümmung des Schädels größer als bei einem Erwachsenen ist. Es besteht also Bedarf an einem vollständig implantierbaren Cochlea-Implantatsystem, das anpaßbar ist und sich gut für eine Implantation innerhalb eines Bereichs von Kopfgrößen und -formen eignet.
Auch wenn zudem eine wiederaufladbare Batterie in einem vollständig implantierbaren Cochlea-Implantatsystem verwendet wird, wobei das vollständig implantierbare System einen implantierbaren Sprachprozessor und ein Mikrofon aufweist, kann es außerdem von Zeit zu Zeit notwendig oder erwünscht sein, die Batterie zu ersetzen und/oder die Sprachprozessorhardware aufzurüsten. Da eine Implantation des Cochlea-Implantatsystems, einschließlich Einführung der empfindlichen Elektrodenanordnung in die Cochlea des Patienten, einen großen chirurgischen Eingriff bedeutet, wobei dieser große chirurgische Eingriff hoffentlich nur einmal während der Lebenszeit des Patienten durchgeführt werden muß, wird man erkennen, daß auch Bedarf besteht an einem vollständigen implantierbaren Cochlea-Implantatsystem, bei dem mindestens die Batterie und vielleicht auch einige oder alle Sprachverarbeitungsschaltungen von Zeit zu Zeit durch einen minimal invasiven Eingriff ersetzt oder aufgerüstet werden können, wobei die empfindliche Cochlea-Elektrodenanordnung zur Verwendung mit der Ersatz-Batterie und/oder dem aufgerüsteten Sprachprozessor intakt bleibt.
Das US-Patent 5 957 958 offenbart eine Implantatstimulatorvorrichtung mit einem implantierbaren, luftdicht verschlossenen Gehäuse, einer Vielzahl von Elektrodenkontakten, die über Leitungen mit Durchführungen in das luftdicht verschlossene Gehäuse verbunden sind, das der stimulusimpulsbildende Elektronikschaltkomplex enthält, und einem oder mehreren Gegenelektrodenkontakten, die über andere Leitungen mit Rückführungen verbunden sind. Beim Einschalten erzeugt die Stimuluserzeugungsschaltung ein dauerhaftes Polarisationspotential, das an jede Elektrode und zugehörige Leitung und Durchführung angelegt wird.
Das US-Patent 5 814 095 offenbart ein implantierbares Mikrofon als implantierbare Hörhilfen, z. B. Cochlea-Implantate mit einer Mikrofonkapsel, die in ein luftdicht verschlossenes Gehäuse aufgenommen sind.
Zusammenfassung der Erfindung
Erfindungsgemäß wird eine implantierbare Gewebestimulationsprothese bereitgestellt, mit:

einem implantierbaren, luftdicht verschlossenen Gehäuse;
einem elektronischen Schaltkomplex, der in dem luftdicht verschlossenen Gehäuse untergebracht ist, wobei der elektronische Schaltkomplex eine Telemetrieschaltung aufweist, die Programmiersignale von einer externen Quelle empfängt; gekennzeichnet durch:
eine Aktivelektrodenanordnung, die mehrere aktive Elektroden umfaßt;
wobei jede aktive Elektrode einen Schaltkreis und mehrere individuelle Elektrodenkontakte aufweist, die von an den Schaltkreis angelegten Elektrodensteuersignalen individuell aktiviert werden können;
wobei sich die Aktivelektrodenanordnung, der Schaltkreis und die mehreren individuellen Elektrodenkontakte alle außerhalb des luftdicht verschlossenen Gehäuses (100) befinden;
eine in dem geschlossenen Gehäuse getragene Batterie;
wobei der elektronische Schaltkomplex ferner eine Schaltung aufweist, die die Elektrodensteuersignale erzeugt und die Elektrodensteuersignale über Durchführungsverbinder an den Schaltkreis der Aktivelektrodenanordnung anlegt, und die ferner Stimulationsströme erzeugt, die durch weitere Durchführungsverbinder zu ausgewählten aus den mehreren aktiven Elektroden gespeist werden.

Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung arbeiten die aktiven Schaltelemente, die in der Anordnung enthalten sind, mit einer sehr niedrigen Bürdenspannung, wobei die Leistungsaufnahme reduziert wird.
Gemäß einem noch weiteren Aspekt der Erfindung kann die radiale Stimulation durch die aktive Elektrodenanordnung erfolgen, um die Selektivität zu erhöhen.
Gemäß einem noch weiteren Aspekt der Erfindung ist die gesamte Prothese in bezug auf die Leistungsaufnahme sehr effizient, so daß eine kleinere Batterie das System für längere Zeiträume speisen kann, bevor eine Wiederaufladung oder ein Austausch erforderlich ist.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung kann das luftdicht verschlossene Gehäuse, in dem der elektronische Schaltkomplex, die Batterie und das Mikrofon untergebracht sind, bei Bedarf mittels eines minimal invasiven Eingriffs ausgetauscht werden.
Gemäß einem zusätzlichen Aspekt der Erfindung kann der elektronische Schaltkomplex, der in dem luftdicht verschlossenen Gehäuse untergebracht ist, bei Bedarf entweder unter Verwendung von RF- oder akustischen Steuersignalen, die über eine implantierbare Spule oder ein implantierbares Mikrofon empfangen werden, programmiert oder angepaßt werden, z. B. aufgerüstet werden. In einer bevorzugten Ausführungsform werden die akustischen Steuersignale unter Verwendung von Phasenumtastungs-(PSK-)Modulation eines akustischen Signals in einem sehr schmalen Band realisiert, das bei etwa 6 kHz zentriert ist.
Es ist also eine Aufgabe der Erfindung, eine vollständig implantierbare Gewebestimulationsprothese bereitzustellen, die eine aktive Elektrodenanordnung benutzt.
Es ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, eine vollständig implantierbare Prothese zu verwenden, die sowohl digitale als auch analoge Schaltungen aufweist, die alle je nach dem gewählten Betriebsmodus verwendet werden können.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
Die oben beschriebenen und weitere Aspekte, Merkmale und Vorteile der Erfindung gehen aus der nachstehenden ausführlicheren Beschreibung in Verbindung mit den folgenden Zeichnungen hervor, die zeigen:
1 ist ein Funktionsblockschaltbild einer erfindungsgemäß hergestellten, vollständig implantierbaren Cochlea-Prothese, (wobei die Figur in zwei Hälften geteilt ist und eine mit 1-1 und die andere mit 1-2 bezeichnet ist);
2 ist eine Darstellung, die die physische Anordnung der Hauptelemente der Erfindung darstellt;
3 stellt die medialen und lateralen Kontakte und den elektrischen Schaltkomplex dar, die auf der erfindungsge mäß verwendeten, aktiven Elektrodenanordnung und in dieser angeordnet ist;
4 zeigt, wie die Elektrodenkontakte unter Verwendung aktiver Zellen hergestellt werden;
5 stellt dar, wie die aktiven Zellen gestapelt werden, um eine aktive Elektrodenanordnung zu bilden;
6 ist ein Blockschaltbild, das die auf Hardware beruhende Stromausgleichsmethode darstellt, die von der Erfindung verwendet werden kann;
6a ist ein Wellenformdiagramm, das der in 6 dargestellten Stromausgleichsmethode zugeordnet ist; und
7 ist ein Wellenformzeitdiagramm, das das von der Erfindung genutzte Stimulationsgruppenkonzept zeigt. Entsprechende Bezugszeichen bezeichnen entsprechende Komponenten in den verschiedenen Ansichten der Zeichnungen.
Ausführliche Beschreibung der Erfindung
Die nachstehende Beschreibung ist die beste Ausführungsform, die gegenwärtig als Ausführung der Erfindung denkbar ist. Diese Beschreibung hat keinen einschränkenden Charakter, sondern verfolgt lediglich den Zweck, die allgemeinen Prinzipien der Erfindung zu beschreiben. Der Schutzbereich der Erfindung ist mit Bezug auf die Ansprüche zu bestimmen.
Obwohl die hierin beschriebene Erfindung als Cochlea-Prothese dargestellt ist, versteht es sich, daß eine Cochlea-Prothese nur ein Beispiel für zahlreiche verschiedene Typen von Prothesen und Anwendungen ist, die aus der Erfindung Nutzen ziehen können. Das heißt, die hierin beschriebene Cochlea-Prothese ist in Wirklichkeit ein Nervenstimulator, und ein solcher Nervenstimulator kann auch für andere Anwendungen als die Stimulation der Cochlea verwendet werden. Beispielsweise kann die hierin beschriebene Prothese verwendet werden, um ein beliebiges Gewebe oder beliebige Nerven im gesamten Körper des Patienten im Sinne einer breiten Anwendung selektiv zu stimulieren, einschließlich der Tiefenhirnstimulation, der Stimulation zur Steuerung von Harninkontinenz, der Stimulation zur Bewältigung von Schmerzen, der Stimulation zur Steuerung verschiedener nervöser Leiden und Krankheiten und dgl. Ferner versteht es sich, daß die hierin beschriebene aktive Elektrode, obwohl zur Einführung in eine menschliche Cochlea bestimmt, auch für viele andere Arten von Anwendungen verwendet werden kann. Alle diese anderen Arten von Anwendungen fallen in den Schutzbereich der Erfindung.
Um eine stromsparende Cochlea-Miniaturprothese bereitzustellen, wird eine völlig neue Konstruktionsmethode verwendet. Eine solche Konstruktionsmethode ist leider nicht rückwärtskompatibel mit bestehenden Cochlea-Implantatvorrichtungen und Cochlea-Elektrodenanordnungen. Wie aus der folgenden Beschreibung hervorgeht, wiegen jedoch die Vorteile, die die stromsparende erfindungsgemäße Miniaturprothese bietet, bei weitem die Nachteile für diejenigen Patienten auf, die eine solche Prothese benötigen.
Die Merkmale und Vorteile der hierin beschriebenen Cochlea-Prothese können folgendermaßen zusammengefaßt werden:

(1) Vollständig simultane Stimulation und analoge Verarbeitung wird nicht unterstützt (maximal vier simultane Kanäle), wobei der elektronische Schaltkomplex, der in der Prothese benötigt wird, stark vereinfacht ist.
(2) Abwärtskompatibilität mit bisherigen Vorrichtungen wird nicht unterstützt, was wiederum den benötigen Schaltkomplex vereinfacht.
(3) Unterstützung für radiale Stimulation ist vorgesehen, wobei eine erhöhte Selektivität geboten wird.
(4) Bürdenspannungsarme Elektroden sind vorgesehen, um die Leistung zu reduzieren.
(5) Die "Verriegelungsanforderung" ist beseitigt, so daß das System asynchron arbeiten kann, was auch den Schaltkomplex stark vereinfacht.
(6) Ein Verbinder an einer Elektrode mit aktiver Elektronik in jedem Kontakt ist vorgesehen. Dies vereinfacht den elektronischen Schaltkomplex, der mit den Elektrodenkontakten verbunden ist, und die Elektrodenanordnung kann bei Bedarf vom Elektronikgehäuse abgetrennt werden (z. B. um eine defekte oder leere Batterie auszutauschen).
(7) Es muß kein Kondensator mehr verwendet werden, um eine kapazitive Kopplung für jeden Kontakt herzustellen. Die Funktion, die der Koppelkondensator erfüllt, wird vorteilhafterweise durch eine Stromsteuerung ersetzt, wie nachstehend beschrieben wird.

Das heißt, die oben beschriebenen Merkmale, die die Erfindung bereitstellt, reduzieren die Leistungsaufnahme und die Systemgröße dramatisch. Die Konstruktion erlaubt eine Implementation entweder mit analoger oder digitaler Verarbeitung. Daß die Forderungen nach Abwärtskompatibilität nicht mehr besteht, reduziert die Systemkomplexität stark.
Man beachte auch, daß, obwohl die folgende Beschreibung im Kontext einer eindimensionalen Elektrodenanordnung beschrieben ist, sie leicht auf (eine) mehrdimensionale Anordnung(en) von Elektroden angewendet werden kann. Eindimensionale und mehrdimensionale Elektrodenanordnungen, wie sie von der Erfindung beschrieben werden, können auf eine Vielzahl von Nervenstimulationssystemen angewendet werden, z. B. auf Cochlea-, Netzhaut-, Gehirn-, Rückgrat- und Organsysteme.
Wenn wir zunächst 2 betrachten, so sind dort Komponenten der Erfindung dargestellt. Ein luftdicht verschlossenes Gehäuse 100 ist geeignet, unter die Haut 102 eines Patienten implantiert zu werden. Das Gehäuse 100 weist einen elektronischen Schaltkomplex (in 2 nicht dargestellt, aber in 1 funktional dargestellt) auf, der mit einer aktiven Elektrodenanordnung 29 über einen Verbinder 9 gekoppelt ist. Die aktive Elektrodenanordnung 29 weist mehrere Gruppen von medialen/lateralen Paaren von Elektroden auf. In einer bevorzugten Ausführungsform hat der Verbinder 9 fünf Durchführungsverbinder 15, über die fünf verschiedene Signalleiter, die in der aktiven Elektrodenanordnung 29 vorhanden sind, mit dem Schaltkomplex im Gehäuse 100 verbunden sind. Weitere Durchführungsverbinder 15 können bei Bedarf verwendet werden. Die fünf Signalleiter, die in der aktiven Elektrodenanordnung 29 vorhanden sind, sind mit vier Gruppen von vier medialen/lateralen Paaren von Elektroden verbunden, wie nachstehend beschrieben wird. Ein subkutanes Mikrofon 1 ist am Hauptkörper des Gehäuses 100 befestigt. (Weitere Typen von subkutanen Mikrofonen oder Ohrkanalmikrofonen können anstelle oder zusätzlich zum Mikrofon 1 verwendet werden, das am Gehäuse 100 befestigt ist.) Eine RF-Spule 30 ist ebenfalls am Gehäuse befestigt und elektrisch mit dem Schaltkomplex im Gehäuse verbunden.
Eine externe (nichtimplantierte) Lade/Programmiereinheit 104 sendet und empfängt RF-Signale zu und von der RF-Spule 30 und somit zum und vom implantierten Schaltkomplex im Gehäuse 100. Solche Signale werden verwendet, um eine Batterie im Gehäuse 100 aufzuladen und/oder den Schaltkomplex im Gehäuse zu programmieren, wie dem Fachmann bekannt ist. Akustische Steuersignale können auch von einer externen akustischen Fernsteuerung 106 an das implantierbare Mikrofon 1 gesendet werden. Solche akustische Steuersignale werden normalerweise vom Patienten verwendet, um den Betrieb der Cochlea-Prothese in vorgeschriebenen Grenzen zu ändern, z. B. die Lautstärke oder die Empfindlichkeit zu regulieren.
Als nächstes wird mit Bezug auf 1 der Betrieb der erfindungsgemäßen Prothese beschrieben. Akustische Energie zwischen 100 und 6000 Hz tritt transkutan über ein subkutanes Mikrofon 1 in den Hauptkörper des Implantats ein (und/oder über andere Typen von Mikrofonen, die nicht dargestellt sind). Diese akustische Energie besteht aus Schall, der zu verarbeiten und an den Patienten zu senden ist, sowie aus schmalbandigen phasenumtastungsmodulierten Befehlen (6 kHz) zur Gerätesteuerung und -programmierung. Das Mikrofonsignal wird vom Verstärker 2 um annähernd 20 dB verstärkt und entweder an eine analoge oder digitale Eingangsschaltung zur Vorverarbeitung gesendet. Ein entfernter PSK-Demodulator 3 sucht immer nach PSK-Daten. Demodulierte Befehlsdaten werden an eine digitale Mikroprozessorsteuereinheit (MCU) 4 zur Decodierung gesendet. Durch Befehlsdaten wird die MCU 4, falls sie im Schlafmodus ist, geweckt. Die MCU 4 kann durch diese Befehle in verschiedene Betriebsmodi versetzt werden. Solche Modi sind zumindest: (1) ein serieller Bootmodus; (2) ein Batteriepflegemodus; (3) ein Anpaßmodus; (4) ein Schlafmodus; und (5) ein normaler Betriebsmodus mit einer Fernsteuerung.
Weiterhin mit Bezug auf 1 ist die erste Stufe nach der Vorverstärkung oder Digitalisierung in der Verarbeitungskette eine voluminöse automatische Verstärkungsregelungsschaltung 5. Diese automatische Verstärkungsregelung bringt das Si gnal in den dynamischen Bereich einer Akustikverarbeitungsbank 6. Die Akustikverarbeitungsbank 6 weist 1 bis 64 konfigurierbare Filter und Hüllkurvendetektoren oder äquivalente Abgriffe für Hüllkurveninformation auf. Normalerweise ist für jeden Abgriff ein Kontakt vorgesehen. Wenn mehr Elektroden als Abgriffe vorhanden sind, dann können variabel große Kontakte oder optimale Auswahlmöglichkeiten von Elektroden genutzt werden. Mehr Abgriffe als Kontakte zu haben (ein Konzept, das als "virtuelle Elektroden" bekannt ist), wird in dieser Architektur nicht unterstützt, da es mehr und skalierbare Stromquellen erfordern würde. Man beachte, daß virtuelle Elektroden einen Mechanismus erfordern, um eine akustische Abgriffinformation an eine Vielzahl von Elektrodenanordnungskontakten zu senden, die für die Position in der Anordnung oder die Wichtung der Kontakte "skaliert" werden. (In einem repräsentativen Cochlea-Stimulationssystem, das beispielsweise im US-Patent 6 002 966 offenbart ist, erfolgt dies durch Speicherung von Gewichten für jeden zeitlich-räumlichen Stimulusnexus.) Zusätzlich ist, obwohl virtuelle Elektroden nachweislich für die Erhöhung der Raum/Tonhöhenauflösung für einfache Signale brauchbar sind, ihre Brauchbarkeit für komplexe akustische Signale aufgrund der Interaktionseffekte nicht gut nachgewiesen. Die Erfindung unterstützt andererseits sehr hochentwickelte Akustikverarbeitungsbänke, z. B. die Silicium-Cochlea mit verteilter adaptiver Verstärkung, siehe Sarpeshkar et al., "A Low-Power Wide-Dynamic-Range Analog VLSI Cochlea", Analog Integrated Circuits and Signal Processing, 16, 245–274 (1998).
Ein Koppelpunktschalter 7 mit vier Ausgängen ermöglicht, daß beliebige vier der verfügbaren Abgriffe gewählt werden können, um mit einem beliebigen Ausgang verwunden zu werden. Ein voller Koppelpunktschalter wird bevorzugt zur Einstellung auf das Krankheitsbild des Patienten, zur Korrektur der Elektrodenposition und damit Treiber entlang der Anordnung verteilt werden können, um partiellen Gerätefehler zu rekonfigurieren und beliebige in Längsrichtung angeordnete bipolare Treiberkonfigurationen zu erzeugen. Vier Ausgänge werden gewählt wegen der Fähigkeit, einen praktischen Elektrodenverbinder mit fünf Kontakten zu implementieren. Zusätzlich ist bei nur fünf Kontakten die Anzahl der Drähte dem gegenüber, was vorher erforderlich gewesen ist, reduziert, und dadurch kann auch die Drahtstärke erhöht werden, wobei dies alles Zuverlässigkeits- und chirurgische Auswirkungen haben kann. Es könnte zwar außerdem jemand Bedenken haben, daß bei nur vier Simultanstimulationsstellen eine Beschränkung vorliegt, aber man geht davon aus, daß vier Simultanstimulationsstellen in Wirklichkeit nahe an der maximalen Anzahl von Kanälen sein können, die bei gleichzeitiger Vermeidung von übermäßiger Interaktion verwendet werden können. So wie sich die Verbinder- und Elektrodentechnologie entwickelt, kann dennoch die Anzahl der simultanen Elektroden erhöht werden, wenn sich dies als nützlich erweist. Der Hauptnachteil bei nur vier simultanen Ansteuerungen ist die resultierende Beschränkung, daß nur zwei echte, in Längsrichtung verlaufende Bipolarkanäle angesteuert werden können, Das kann, muß jedoch nicht davon abhängen, ob radiale Stimulationsmodi für die meisten Patienten effektiver sind.
Nach dem Koppelpunktschalter 7 zieht eine Logarithmusschaltung 8 den Logarithmus aus dem Signal. Die Logarithmusfunktion approximiert die Schallautstärkewahrnehmung eines Patienten als Funktion des Stroms. Obwohl die Logarithmusfunktion kein perfekter Prädiktor für die Schallautstärkewahrnehmung eines Patienten oder einer Versuchsperson ist, ist sie einer der besten Prädiktoren, der nachweislich klinisch effizient ist. Dies ist zum großen Teil auf die Fähigkeit des Patienten zurückzuführen, durch Lautstärkeänderungen und verschiedene Formen des Druckes zu hören.
Die Ausgangssignale der Logarithmusschaltungen 8 werden in der Summierschaltung 12 summiert. Das Ausgangssignal der Summierschaltung 12 wird mit relevanten digitalen Daten verglichen, die aus der MCU 4 gewonnen werden und die relevante digitale Daten sind, die vor dem Vergleich mit einer Digital-Analog-Umsetzer (DAC-)Schaltung zunächst wieder in analoge Daten umgesetzt werden.
Als nächstes, immer noch mit Bezug auf 1, wird der Logarithmus des akustischen Signals in den elektrischen dynamischen Bereich durch eine Mapper- bzw. Umcodierer-Schaltung 9A umgesetzt. Die Mapper-Schaltung 9A modifiziert das Signal mit zwei Konstanten (A*Eingangssignal+K), die unabhängig für jeden Kanal auf der Grundlage der Verhaltensschwelle und des bequemsten Pegels jeder Stimulationsstelle abgeleitet werden. Die Konstanten A und K sind auch von der Lautstärkeregelung des Patienten oder der Versuchsperson und von der dynamischen Eingangsbereichssteuerung abhängig und können bis zu zehnmal pro Sekunde modifiziert werden.
Das Ausgangssignal jeder Mapper-Schaltung steuert eine Stromquelle 10. Die Stromquelle 10 ist über einen wahlfreien elektrischen Fehlerschutzkondensator 14 mit den aktiven Kontakten 16 in der Elektrodenanordnung 29 verbunden. Die Stromquellen 10 sind normalerweise offen (und stellen somit eine unendliche Impedanz dar) und werden von Impulsgeneratoren 13 und letztlich von der MCU 4 gesteuert. Die Stromquellen 10 arbeiten in einem der folgenden Modi: (1) positiver Strom (+); (2) negativer Strom (–); (3) offen; (4) Masseschluß; und (5) 500 kΩ Ableitungswiderstand zur Masse. Das Stromquellenrauschen wird so gesteuert, daß 64 monotone auflösungsfähige Schritte für den Patienten in einem Strombereich von 3 bis 30 dB (bezogen auf 1 uA) über einen maximalen Strombereich von 20 bis 2000 uA verfügbar sind. Die Änderungsgeschwindigkeit der Ausgangsströme von den Stromquellen 10 liegt zwischen etwa 1 bis 10 V/μs bei einer angenommenen Schaltung aus einer in Reihe geschalteten Drosselspule von 1,0 μH und einer Last von 10 bis 100 nF mit einer Impedanz im Bereich von 500 bis 20 000 Ω. Die Stromquellen 10 erhalten ihre Betriebsleistung entweder von einer Batterie oder von einem schnell mitlaufenden Buck-(tiefsetzenden) und/oder Boost-(hochsetzenden) Umsetzer 11 je nach der maximalen Bürdenspannung, die von der Elektrodentechnologie und der Stimulationsstrategie gefordert wird. Ein schnell mitlaufender Umsetzer sollte, wenn er verwendet wird, die Möglichkeit haben, die Sprachhüllkurve zu verfolgen, um die Effizienz zu maximieren. Durch Verwendung mehrerer Buck/Boost-Umsetzer wird ein deutlicher Vorteil geboten, da die sich ändernde Bürdenspannungsanforderungen in der gesamten Cochlea durch die Verwendung einer variablen Impulsbreite und einer variablen Kontaktgröße minimiert werden. Re präsentative maximale Bürdenspannungen, die als Funktion der Elektrodenkonfiguration erforderlich sind, sind:

1. 16-Kanal-System und Platinkontakte (16V).
2. 16-Kanal-System und Beschichtungen (3V).
3. 64-Kanal-System, Beschichtungen und kleine Kontakte (9V).

Die Impulsgeneratoren 13, die die Stromquellen 10 steuern, empfangen Befehle aus einer Impulstabelle in der MCU (4). Die Verwendung der Impulstabellen ist in den zitierten Patenten und Patentanmeldungen beschrieben. Ein gegebener Impulsgenerator 13 erhält von der MCU den Befehl, einen spezifischen akustischen Abgriff (Filter) zu wählen und eine Gruppe von aktiven Kontakten 16 einzuschalten, von denen jeder seine jeweiligen medialen und/oder lateralen Kontakte aktivieren kann. Der Impulsgenerator 13 koordiniert den genauen Zeitablauf und die Stromzuführung, die erforderlich ist, um die Ladung an einzelnen Kontakten im Gleichgewicht zu halten, und erlaubt das Kontaktumschalten erst, wenn die Ladung ausgeglichen ist. Die Impulsgeneratoren stehen mit den aktiven Kontakten 16 über die gleiche Leitung in Verbindung, die die Stromquellen 10 verwenden. Dies erfolgt durch Senden von digitalen Signalen mit einer Frequenz, die viel höher ist als die der Stimulusstromübergänge ohne Gleichstrom-Offset, wie von einem weiteren kleinen Kondensator 14 garantiert wird.
Wie in 3 zu sehen ist, haben die aktiven Kontakte 16 der aktiven Elektrodenanordnung 29 eine Stromeingangsleitung 17 von einer spezifischen Stromquelle 10 und einem Impulsgenerator 13 und eine Referenzeingangsleitung 18 von einem indifferenten Stromtreiber 21. Die Stromeingangsleitung 17 transportiert einen Datenstrom, der in einer Decodierschaltung 16A von jeder aktiven Elektrode 16 decodiert wird, um bilaterale Schalter (BiSW) 19, 20 zu steuern, um eine mediale Kontaktplatte 19A mit einer Stromquellenleitung 17 zu verbinden oder von dieser zu trennen und/oder eine laterale Kontaktplatte 20A mit der indifferenten Stromquelle 21 über die Referenzeingangsleitung 18 zu verbinden. Die Referenzeingangsleitung 18 wird verwendet, um Masse für die Decodierschaltung 16A bereitzustellen, und kann auch mit der lateralen Kontaktplatte 20A verbunden werden, wie oben erwähnt. Wenn sowohl die mediale als auch die laterale Kontaktplatte verbunden sind, wird die radiale Stimulation aktiviert, wobei potentiell eine selektivere Stimulationsquelle bereitgestellt wird. Die Gleichrichtung eines sehr kleinen Teils des Stroms erfolgt, um den Betriebsstrom für die Decodierschaltung 16A bereitzustellen und um die bilateralen Schalter 19 und 20 vorzuspannen. Der Strom wird sehr klein gehalten, so daß, wenn ein Versagen des Kontakts auftritt, nur eine kleine Ableitungsgleichstrommenge den Kontakt verläßt. Wenn der Ableitungsstrom ausreichend klein ist, bedarf daher dieser Fehlertyp keines Explantats.
Wenn wir uns als nächstes 4 und 5 zuwenden, so ist die Herstellung der aktiven Elektrodenanordnung 29 dargestellt. Die in der Anordnung 29 vorhandenen aktiven Elektroden 16 weisen luftdicht verschlossene aktive Schaltungen auf, die auf einem einzelnen Silicium-auf-Saphir-(Aluminiumoxid-, A10-)Chip hergestellt sind, mit vier elektrischen Platinverbindungen, die den luftdichten Raum verlassen oder aus ihm austreten – zwei Verbindungen für Kontaktplatten 19A und 20A und zwei Verbindungen für Eingänge über Signalleitungen 17 und 18 (siehe 3). Der luftdichte Verschluß wird vorzugsweise mit einer Aluminiumoxidbeschichtung erreicht, die direkt auf den Siliciumabschnitt des Chips aufgebracht wird, während das Saphirsubstrat inert ist (so daß es nicht beschichtet werden muß). Ein hohlraumfreier Silastiküberzug kann auch verwendet werden, um das Aluminiumoxid vor Verätzung durch eine mögliche Säureansammlung zu schützen, die durch die Stimulation entsteht. Als Alternative kann das Keramikgehäuse mit Kontakten versehen sein, die mit der Keramik laserverschweißt sind, um die Vorrichtung zu verschließen.
4 stellt die Herstellung einer aktiven Elektrode 16 der aktiven Elektrodenanordnung 29 dar. Platin(Pt-)Kontakte 200 werden mit einem Siliciumchip 202 verschweißt, auf dem eine entsprechende Schaltungsanordnung hergestellt worden ist, um die Funktion der bilateralen Schalter 19 und 20 und der Decodierschaltung 16A zu erfüllen. Die Kontakte 200 sind mit Aluminiumoxid (A10) beschichtet. Das Oxid wird von den Kontakten 200 weggeätzt, wobei eine freiliegende Fläche 201 zurückbleibt. Die freiliegenden Kontakte werden dann über die Kante des Siliciumchips 202 in der Richtung des Pfeils 205 gebogen, wobei die medialen und lateralen Kontakte 19A und 20A entstehen. Platinflügel 206, 207 sind auch am Siliciumchip 202 befestigt, um einen elektrischen Kontakt mit der darauf ausgebildeten Schaltungsanordnung zu ermöglichen.
5 zeigt die Stapelung mehrerer aktiver Elektroden, die in 4 dargestellt sind, zu einer Elektrodenbank. Die Drähte 17 und 18 werden beispielsweise durch Bördelung mit den Platinflügeln 206 befestigt. Die Drähte selbst dienen als flexible rückgratartige Unterstützung, damit die einzelnen Teile (4) voneinander getrennt bleiben. Als Alternative können flexible Distanzelemente zwischen die einzelnen Elektrodenteile eingefügt werden.
Wenn die aktiven Elektroden 16 übereinander gestapelt sind, werden sie auch mit Silastik zu der Elektrodenanordnung 29 geformt. Die indifferenten Drähte 18 und ein Draht 17 vom Treiber sind mit je einer aktiven Elektrode verbunden. Die Verbindung erfolgt über einen Spleiß und eine Quetschung an den Flügeln 206, die vom Siliciumchip vorstehen. Zwei indifferente Drähte 18 werden zur Sicherheit verwendet, falls einer versagt. Die 64-Kanal-Elektrodenanordnung ist so angeordnet, daß verschiedene Bänke sich um je einen Millimeter überlappen. Diese Anordnung eignet sich vorteilhafterweise für mehrere Konfigurationen:

1. Bis zu 16 Kontakte elektronisch variabel große (0,25; 0,50; 0,75 oder 1 mm) oder 32 variabel große Kontakte (0,25 oder 0,50) können verwendet werden.
2. Bis zu 2 bipolare Längskontakte mit einem Abstand von 1 bis 16 mm in 1-mm-Schritten an bis zu 32 Stellen können verwendet werden.
3. Bis zu 4 radiale halbbipolare (gleiche Masse für alle Kontakte) an bis zu 64 Stellen können angeboten werden.
4. Bis zu 4 simultane monopolare Elektroden bis zu 64 Stellen können angeboten werden.
5. Bis zu 4 simultane radiale Elektroden mit gemeinsamer Masse oder Rippenelektroden können bereitgestellt werden.
6. Bis zu einer nichtsimultanen echten bipolaren Stimulationsstelle kann angeboten werden.

Sollte eine Bank von aktiven Elektroden versagen, wird ein 1-mm-Teil der Elektrodenanordnung außer Betrieb genommen. Außerdem ist zu beachten, daß jede oder mindestens eine aktive Elektrode in jeder Bank einen eingebauten kapazitiven Dehnungsmeßstreifen haben kann. Der Meßstreifen mißt die Spannung über den Chip und zeigt dabei die Spannung an, die durch die Anschlußdrähte und die Cochlea-Strukturen, die die Anordnung oder Kontakte berühren, aufgebaut wird. Solche Sensoren (Dehnungsmeßstreifen) helfen ferner dem Chirurgen, die Anordnung spannungsarm einzuführen und auch größere Probleme während der Einführung zu erkennen. Das/die Ausgangssignal e) der Sensoren werden normalerweise dadurch abgetastet, daß die Stromquellen einen Sinusstrom abgeben und anschließend die Phasenverschiebung mit dem Rücktelemetrie-Meßsystem gemessen wird.
Wiederum mit Bezug auf 1 ist zu erkennen, daß die indifferente Stromquelle 21 (auch als indifferenter Stromtreiber bezeichnet) entweder eine indifferente Gehäuseelektrode 23 oder die lateralen Kontakte 20A der aktiven Elektroden ansteuert, wenn dies befohlen wird. Ein bilateraler Schalter 22 unter MCU-Steuerung aktiviert die indifferente Gehäuseelektrode 23. Die Impulstabelle in der MCU 4 steuert sowohl die indifferente Stromquelle 21 als auch den bilateralen Schalter 22. Die Kapazität der indifferenten Stromquelle ist die gleiche wie die der anderen Stromquellen 10, außer daß sie bis zu 8 mA absinken oder liefern kann.
Ein Rücktelemetrie-Meßsystem 39 mißt differentiell Spannungen an einer oder zwei Gruppen von Kontakten. Die Verstärkung eines Differenzverstärkers 40 kann auf 1, 3, 10, 30, 100, 300 oder 1000 eingestellt werden. Die Erholungszeit des Verstärkers 40 ist kleiner als 35 μs. Ein 9-Bit-ADC (Analog-Digital-Umsetzer) 41 tastet bis zu 60 K Abtastwerte pro Sekunde ab und speichert die Ergebnisse in Speicherschaltungen, die in der MCU 4 enthalten sind.
Eine RF-Spule 30 nimmt Strom auf und kann Rücktelemetriedaten übertragen. Der aufgenommene Strom wird von der Diode D1 gleichgerichtet und speist ein lineares Lithiumionen batterie-Ladegerät 33, um eine implantierte Batterie 34 zu laden. Eine Batterieschutzschaltung 35 schützt die Batterie vor Zuständen wie Überladung oder Unterladung, indem die Quelle oder die Last bei Bedarf automatisch getrennt werden. Das System kann dennoch von einer externen Quelle über die Spule 30 betrieben werden, wenn die Batterie getrennt ist. (Eine) Buck-Umsetzerschaltung(en) 36 leitet/leiten die notwendigen Stromversorgungsspannungen von der Batteriespannung ab, die für den Betrieb der Prothese erforderlich sind.
Eine Rücktelemetrie-Senderfunktion ist in die MCU 4 eingeschlossen. Ein RF-Träger mit digital codierten modulierten Daten wird von der MCU 4 erzeugt. Ein solcher modulierter RF-Träger wird über einen Koppelkondensator 31 auf den Rücktelemetrie-Signalweg 32 an die Antennenspule 30 übertragen, wo er gesendet und letztlich von einem externen System empfangen wird. Ein Programmieradapter 104 und/oder 106 (2) hat einen akustischen Umsetzer zum Senden von Daten an die Prothese und einen Rücktelemetrie-Empfänger und Decodierer zum Empfangen von Daten von der Prothese. Der Programmieradapter ist so ausgeführt, daß er in einer Entfernung von bis zu 1 m arbeiten kann, indem er durch die RF-Spule 30 allein strahlt. Ein alternativer Betriebsmodus sorgt dafür, daß der Rücktelemetrie-Sender einfach einen kurzzeitigen RF-Trägerimpuls mit hoher Amplitude sendet, der von einer Fernsteuereinheit im Taschenformat in einer bestimmten Entfernung vom Körper empfangen werden kann. Dadurch können Patienten oder Pflegepersonal den erforderlichen Systemstatus und die Systemmodi des vollständig implantierten Systems erfahren.
Die MCU 4 ist durch einen internen Kristall 37 selbsttaktend, wobei es vorteilhafterweise nicht mehr nötig ist, eine "Eintaktung" zu erreichen, die bisher bei bestehenden implantierbaren Cochlea-Stimulationssystemen erforderlich gewesen ist. Der interne Kristall 37 stellt auch ein Taktsignal bereit, von dem das RF-Trägersignal (zur Rücktelemetrie) abgeleitet werden kann. Das System läuft also vollständig asynchron relativ zu externen Unterstützungseinheiten. Bei binauralen Anwendungen können ein akustischer Befehl und eine Rücktelemetrie bei Bedarf periodisch zwei Systeme synchronisieren, wenn die Systeme mit der Fähigkeit ausgerüstet sind, das Vorhandensein eines externen Rücktelemetrie-Trägers zu erkennen. Vorteilhafterweise benötigt die MCU 4 keinen nichtflüchtigen Speicher, da sie immer Batteriespannung hat. Demzufolge ist die MCU in der Lage, einen seriellen Bootvorgang in der Klinik mit dem Anpassungssystem über die Akustikdatenverbindung durchzuführen, wenn die Batterie vollständig entladen ist.
Psychophysikalische Prüf- und Impedanzmessungen werden mit Impulsen durchgeführt, die von einer Impulstabelle erzeugt werden. In diesem Modus muß der Eingang der Stromquellen auf einen festen Wert einstellbar sein, so daß Impulsmodulation durchgeführt werden kann.
Eine bevorzugte Anwendung der erfindungsgemäßen Cochlea-Prothese besteht bei simultan pulsierenden Strategien. Simultan pulsierenden Strategien erfordern sorgfältige Koordinierung der Ausgänge, um Interaktion zu vermeiden und die Informationsübertragung zu maximieren. Um besser zu verstehen, wie diese grundsätzliche Herangehensweise funktioniert, wird als nächstes das Konzept der Stimulationsgruppen beschrieben. Kurz gesagt, sind Stimulationsgruppen Gruppen von Kontakten, die zusammen stimuliert werden, wie in 7 dargestellt. Die Gruppierung von Kontakten wird bestimmt durch Elektrodeninteraktions- und kombinierte Aktionspotentialmaße. Durch diese Maße kann die Anzahl der tatsächlichen Kanäle (oder geeigneten Elektroden) dadurch geschätzt werden, daß beispielsweise eine 64×64-Interaktionsmatrix reduziert wird. Die Inverse dieser Matrix ergibt ein direktes Maß für die Interaktion, die das Sortieren der Kontakte zu Stimulationsgruppen bestimmt. (Wenn diese Methode verwendet wird, wird normalerweise eine Matrix der 64. Ordnung dünn bzw. mäßig mit Meßergebnissen gefüllt, fehlende Daten werden interpoliert, die Inverse wird ermittelt, und dann wird eine Heuristik angewendet, um das wirkliche Maß oder die Anzahl von Kanälen oder Stimulationsgruppen und den Grad der möglichen Simultaneität zu bestimmen.)
Stimulationsgruppen werden dann zu einer Impulstabelle codiert, die der gleicht, die im US-Patent 6 002 966 beschrieben ist, wie oben aufgeführt. Kontakte innerhalb von Stimulationsgruppen werden dann an den dynamischen Bereich des Pati enten unter Verwendung von objektiven und Verhaltensmittelwerten bei einer gegebenen oder optimalen Impulsbreite angepaßt. Von diesen Maßen wird eine Soll-Bürdensspannung auf der Grundlage dessen abgeleitet, was als die optimale Stimulationsrate erwartet wird. (Je schmaler die Impulsbreiten sind, um so höher ist die Rate und um so höher ist die Bürdenspannung.) Um Verlustleistung zu minimieren, wird bevorzugt, daß alle Kontakte so genau wie möglich auf die Soll-Bürdenspannung für ihre jeweiligen maximalen Stimulationspegel eingestellt werden. Dies erfolgt normalerweise durch Änderung der Impulsbreite. Man beachte, daß hohe Stimulationsraten und viele Kanäle notwendig sein können, und die Verwendung der Stimulationsgruppen kann notwendig sein. Um das System und die Interaktionen zu vereinfachen, bleiben die Impulsbreiten aller Kontakte innerhalb der Stimulationsgruppe die gleichen. Dies kompliziert die Software etwas, da ja die Software die Impulsbreite und die Amplitude ändert, um eine Soll-Bürdenspannung zu erreichen, während der Kliniker, der die Vorrichtung programmiert, nur die Amplitude erhöhen (oder verringern) kann.
Die Softwareentwicklungs- und Anpassungsgeschwindigkeit sind dadurch vereinfacht, daß Modifikationen an der Impulstabelle durchgeführt werden, die vorher bereits verwendet worden ist. Solche Vereinfachungen sind folgende:

1. Der Datenweg ist vereinfacht, da die Impulstabelle direkten Zugang zu Filterbänken in uneingeschränkter Weise hat, die Stromquelle hat eine begrenzte Anzahl von Konfigurationen; es sind keine Multiplizierer oder Stellenversetzer vorhanden, mit Ausnahme des möglichen DAC-Strombereichs in der digitalen Implementation.
2. Der primäre komplizierende Faktor für Software ist bisher eine gleichmäßige Impulsbreite gewesen. Dies ist durch die Hinzufügung eines Impulsbreiteneintragtyps beseitigt, der jedem Haltebit zugeordnet ist. Dieser Eintrag reduziert bei Strategien mit ungleichmäßigen Impulsbreiten den Speicher erheblich.
3. Eine erhöhte Speichergröße (um das 2- oder 4-fache) ermöglicht es, daß die Impulstabellenerzeugungssoftware keine extensive Optimierung benötigt.
4. Die Verwendung von Zwei-Wort-Befehlen ist über Rahmengrenzen erlaubt.

Die Impulstabelle (die in die MCU 4 eingeschlossen ist) steuert den Impulsgenerator. Der Impulsgenerator ist für das Wählen der richtigen Akustikverarbeitungsbankabgriffe, das Konfigurieren der Stromquelle und das anschließende Senden eines Codes an die aktiven Elektroden verantwortlich.
Codes für die aktiven Elektroden sind von besonderem Interesse, da sie erfordern, daß jeder Kontakt in einer Bank einen eindeutigen Kennungs-(ID-)Code hat. Bei einem 16-Kontakt-System erfordert dies 4 IDs; bei einem 64-Kontakt-System erfordert dies 16 IDs. Der Code wird auf eine von drei Art und Weisen implementiert: elektrisch schmelzbare Verbindungen, laserschmelzbare Verbindungen oder festverdrahtete Verbindung, die während der IC-Maskenbearbeitung hergestellt wird. Verbindungen zum Aufbringen von Ladungen werden wegen möglicher Feuchtigkeitsprobleme nicht verwendet.
Der Code besteht aus einer Kennungspräambel, die 2 Bit-Stellen für jeden Kontakt in der Bank hat (z. B. 0001 0000 0010 0000 0001 0000 0000 0000, was anzeigt, daß der 6. mediale, der 13. mediale und der 13. laterale Kontakt verbunden sind) und eine Postambel mit einer doppelten Parität und einem eindeutigen Endcode (AB₁₆). Der Takt ist unter Verwendung einer Zweiphasen- oder Manchestercodierung in die Codes eingebettet, so daß kein lokaler Oszillator benötigt wird. Wenn der Kontakt einen gültigen Code empfängt oder wenn seine Bitstelle nicht gesetzt ist, wird er ausgeschaltet oder zurückgesetzt. In einer Bank können viele Kontakte gleichzeitig unter Verwendung des gleichen Ansteuerungssignals eingeschaltet werden, wobei effektiv größere Kontakte oder Kontakte mit regulierbarer Fläche entstehen, um sich an die bestimmten Muster der Beschädigung oder des Krankheitsbildes in der Cochlea des Patienten oder in einem anderen Gewebe anzupassen. Durch Verwendung der indifferenten Elektrode mit Verbindungen zu verschiedenen lateralen Kontakten können auch Aktivierungsmuster entstehen.
Ein Merkmal, das die Erfindung bereitstellt, ist die simultane N-von-M-Strategie. Die Idee, die der nichtsimultanen N-von-M-Strategie zugrunde liegt, besteht darin, daß, wenn eine Implantatvorrichtung M physische Stimulationsstellen hat, nur N relevante Stellen während jeder Wiederholung des Stimulusmusters stimuliert werden müssen. Dies hat die Auswirkung, daß höhere Wiederholraten möglich werden und potentiell mehr relevante Information an den Patienten übertragen wird. Durch die Verbesserung der N-von-M-Strategie mit der simultanen Stimulation besteht die Möglichkeit, noch mehr Information an den Patienten zu übertragen.
Um simultane N-von-M-Strategien in einem praktischen System brauchbar zumachen, sollten die folgenden Probleme bedacht werden:

1. Kontakte oder Stimulationsstellen müssen zu statistisch zugeordneten oder sich dynamisch ändernden Stimulationsgruppen gruppiert werden. Die vorliegende Erfindung verwendet statistisch zugeordnete Gruppen, um die Systemkomplexität und Leistungsaufnahme zu reduzieren.
2. Jedes geeignete Kriterium kann verwendet werden, um zu entscheiden, wann eine Stimulationsgruppe übersprungen oder zeitlich erneut durchlaufen werden sollte. Eine zeitabhängige Technik, die für diesen Zweck verwendet werden kann, besteht darin, die Schallenergie (die unter Verwendung einer gewichteten Summe der Logarithmen der Schallhüllkurvenenergie für jede Stimulationsgruppe entsteht) in allen Stimulationen simultan zu betrachten, die gewichteten Summen für jede Gruppe zu sortieren und die größten N Beitragsleistenden zu senden. Diese Technik des Sortierens ist in bezug auf Speicher und Schaltung und Leistungsaufnahme sehr teuer. Eine zweite Technik besteht darin, daß das System einen adaptiven Schwellwert erhält, wobei N Stimulationsgruppen verwendet werden, sich jedoch von Strategierahmen zu Strategierahmen ändern. Dieses Verfahren wird mittels einer Regelschleife implementiert, die einen Schwellwert ändert, der die Energieschätzung jeder Stimulationsgruppe verwendet, wie sie bei einer möglichen Stimulation auftritt. Schließlich kann ein Schema, das die psychophysischen Maskierungsparameter als Kriterien einbezieht, auch verwendet werden, wobei die gemessene Übertragungsfunktion der Nervenschnittstelle verwendet wird, um die Relevanz der Stimu lationsgruppe für den Patienten zu beurteilen. Dieses letzte Verfahren erfordert Modelle für Nervenschnittstellen-Zeitintegratoren für mindestens jede Stimulationsgruppe.
3. Wenn Stimulationsgruppen bestimmt sind, müssen die Impulsbreiten in der Gruppe identisch bleiben, um die Interaktionen nicht zu ändern. Daher ermöglicht eine zusätzliche Einschränkung Impulsbreitenänderungen zwar zwischen Gruppen, aber nicht innerhalb von Gruppen. Impulsbreitenänderungen zwischen Gruppen sind geeignet, Strategierahmenperioden zu minimieren, während gleichzeitig eine konstante maximale Bürdenspannung beibehalten wird, um den Leistungsverlust zu minimieren.

Die Stromquellen 10 und 21, die von der vorliegenden Erfindung verwendet werden, sind darauf spezialisiert, jeden Stromimpuls, der an einzelnen Kontakt oder eine Gruppe von Kontakten geliefert wird, immer ladungsmäßig auszugleichen. Kontaktkonfigurationen können erst dann geändert werden, wenn der Ladungsausgleich erreicht ist. Der Ladungsausgleich wird erreicht, wenn die bipolare Offsetspannung der Stromquelle zunächst kalibriert und dann kompensiert wird. Die Kalibrierung des Systems erfolgt durch Ausgabe eines Sprungfunktionsbefehls an der Elektrode und die Verwendung des Rücktelemetrie-Systems, um sein Abklingen zu überwachen, um dadurch seine Übertragungsfunktion zu bestimmen. Wenn die Übertragungsfunktion bekannt ist, wird die Stromquelle angesteuert, um den Strom zu steuern, um einen Gesamt-Nulladungsausgleich zu erreichen, bevor das System weitermachen kann, wobei eine Hardwareverriegelungsfunktion erzeugt wird. Eine solche Hardwareverriegelungsfunktion bewirkt, daß das System erst dann weitermacht, wenn der Ladungsausgleich erreicht ist. Da in der bevorzugten Ausführungsform bis zu vier Stromquellen simultan betrieben werden können, müssen alle vier Stromsenken vor dem Weitermachen ausgeglichen sein.
Wie bereits erwähnt, treten Stimuli vorzugsweise in Stimulationsgruppen 56 auf, wie in 7 gezeigt (die fünf Stimulationsgruppen darstellt). In einer Stimulationsgruppe 56 können bis zu vier unabhängige Stromquellen, wie beispielsweise in 1 gezeigt, ausgewählte nichtüberlappende Kontakte stimulieren. Nach der Stimulation liegt eine erzwungene oder reservierte Erholungsperiode 57, die vor der Stimulation der nächsten Gruppe vergehen muß. (Man beachte, daß in dem Beispiel in 7 die erzwungene oder reservierte Erholungsperiode 57 zwischen der Gruppe Nr. 3 und der Gruppe Nr. 4 null ist, wobei die anderen erzwungenen oder reservierten Erholungsperioden eine endliche Breite haben.) Jede Gruppe wird durch einen Impulsgenerator 13 gesteuert, der zunächst einen Integrator in der Gruppe zurücksetzt und alle medialen Kontakte 19A und als Wahlmöglichkeit laterale Kontakte 20A trennt. Dann wählt der Impulsgenerator 13 den entsprechenden Abgriff über den Koppelpunktschalter 7 (1) und verbindet die gewählten medialen und lateralen Kontakte. Die Amplitude wird durch den Abgriff bestimmt, wo der Wert gehalten wird.
Der Stromausgleich wird am besten unter Verwendung eines Stromausgleichssystems, wie in 6 dargestellt, und mit Wellenformen, wie in 6A dargestellt, realisiert, Man beachte, daß die bestimmte Hardwareschaltungsanordnung, die in 6 gezeigt ist, eine besondere Konfiguration der in 1 gezeigten Schaltungsanordnung darstellt. Das heißt, die in 6 gezeigte Schaltungsanordnung stellt bestimmte Elemente und Bauelemente der in 1 gezeigt Schaltungsanordnung dar ist und ist so konfiguriert, daß die Stromausgleichsfunktion ermöglicht wird. Wie in 6 zu sehen ist, besteht das Stromausgleichssystem aus einer Langzeitregulierung, die während der Systemkalibrierung stattfindet, und einer Regelschleife. Die Regelschleife besteht aus einem Kompensationsnetzwerk 115, das an die Übertragungsfunktion angepaßt ist, einem sehr genauen Integrator 152, um die Ladung zu schätzen, einem Nulldetektor 154, um Ladungsausgleich zu signalisieren, und einem Begrenzer 153, um die Strommenge zu begrenzen, die zur Elektrode geleitet werden kann, um die Ladung auszugleichen. Eine Impulstabelle, die in der MCU 4 enthalten ist, hält normalerweise den Begrenzer 153 auf null, mit einer MaxComp-Leitung 161, die auf null gesetzt ist, bis die Impulstabelle eine ausgeglichene Ladung erwartet. Wenn die ausgeglichene Ladung erwartet wird, wird die MaxComp-Leitung 161 auf den maximalen Pegel der Stimulation erhöht, der benötigt wird, um den Ausgleich zu erreichen.
Die analoge Schaltungsanordnung, die in der Prothese verwendet wird, wird über die MCU unter Verwendung von DACs programmiert, die verschiedene Parameter setzen. Digitale Bänke werden entweder durch maßgeschneiderte Logik oder durch Signalverarbeitung, die in der MCU/DSP 4 selbst erfolgt, implementiert. Digitale Bänke erfordern die Hinzufügung eines effektiven 14-Bit-ADC (anstatt 2). Wenn die Akustikverarbeitungsbank digital ist, wird die Stromquelle zu einem im Strommodus arbeitenden Digital-Analog-Umsetzer (DAC). Bei einer analogen Bank ist die Stromquelle ein Verstärker.
Wie oben beschrieben, ist zu erkennen, daß im Prothesesystem zusätzliche Komplexität hinzugekommen ist, so daß mehr als 16 Kanäle vorhanden sind und mittels eines Verbinders eine Trennung erfolgen kann. Eine Vereinfachung ist dadurch möglich, daß ein Kondensator in Reihe mit jedem Kontakt hinzugefügt wird, so daß keine Stromausgleichselektronik mehr erforderlich ist.
Obwohl die hier offenbarte Erfindung anhand spezifischer Ausführungsformen und deren Anwendungen beschrieben worden ist, sind für den Fachmann zahlreiche Modifikationen und Änderungen möglich, ohne den Schutzbereich der Erfindung zu verlassen, die in den Ansprüchen ausgeführt ist.

Claims

Implantierbare Gewebestimulationsprothese, die Folgendes umfasst: ein implantierbares, luftdicht verschlossenes Gehäuse (100); einen elektronischen Schaltkomplex (4, 10, 13), der in dem luftdicht verschlossenen Gehäuse untergebracht ist, wobei der elektronische Schaltkomplex eine Telemetrieschaltung beinhaltet, die Programmiersignale von einer externen Quelle empfängt; gekennzeichnet durch: eine Aktivelektrodenanordnung (29), die mehrere aktive Elektroden (16) umfasst; wobei jede aktive Elektrode einen Schaltkreis (16A, 19, 20) und mehrere individuelle Elektrodenkontakte (19A, 20A) aufweist, die von an den Schaltkreis angelegten Elektrodensteuersignalen individuell aktiviert werden können; wobei sich die Aktivelektrodenanordnung (29), der Schaltkreis (16A, 19, 20) und die mehreren individuellen Elektrodenkontakte (19A, 20A) alle außerhalb des luftdicht verschlossenen Gehäuses (100) befinden; eine in dem geschlossenen Gehäuse getragene Batterie (34); wobei der elektronische Schaltkomplex ferner eine Schaltung beinhaltet, die die Elektrodensteuersignale erzeugt und die Elektrodensteuersignale über Durchführungsverbinder (15) an den Schaltkreis (16A, 19, 20) der Aktivelektrodenanordnung anlegt, und die ferner Stimulationsströme erzeugt, die durch weitere Durchführungsverbinder (15) zu ausgewählten aus den mehreren aktiven Elektroden (16) gespeist werden.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 1, bei der die Aktivelektrodenanordnung (29) wenigstens vier aktive Elektroden umfasst.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 2, bei der die in jeder Aktivelektrode enthaltenen mehreren individuellen Elektroden wenigstens einen lateralen Elektrodenkontakt (20A) und wenigstens einen medialen Elektrodenkontakt (19A) umfasst.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 3, bei der der Schaltkreis jeder Aktivelektrode eine Decodierschaltung (16A), einen mit der Decodierschaltung und dem wenigstens einen lateralen Elektrodenkontakt gekoppelten ersten Schalter (20) und einen mit der Decodierschaltung und dem wenigstens einen medialen Elektrodenkontakt gekoppelten zweiten Schalter (19) umfasst, wobei die Decodierschaltung auf die Elektrodensteuersignale reagiert und bewirkt, dass der erste und der zweite Schalter selektiv einen oder beide der medialen oder lateralen Elektrodenkontakte aktivieren.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 4, wobei die Decodierschaltung sowie der erste und der zweite Schalter einer aktiven Elektrode auf einem geeigneten Substratchip (202) ausgebildet sind, und wobei die medialen und lateralen Elektrodenkontakte der aktiven Elektrode auf gegenüberliegenden Rän dern des Substratchips ausgebildet sind, und wobei wenigstens vier der Substratchips gestapelt und mit Silastic überzogen sind, so dass die Aktivelektrodenanordnung entsteht.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 5, wobei die Aktivelektrodenanordnung (29) mehrere Aktivelektrodengruppen umfasst, wobei jede Aktivelektrodengruppe mehrere Aktivelektroden aufweist.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 6, wobei wenigstens eine Aktivelektrode in jeder Aktivelektrodengruppe ein eingebautes Dehnungsmessgerät aufweist, wobei das Dehnungsmessgerät die Aufgabe hat, Spannungen über den Substratchip zu messen.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 1, ferner mit einem implantierbaren Mikrofon (1), wobei der in dem genannten verschlossenen Gehäuse steckende elektronische Schaltkomplex Mittel zum Empfangen und Verarbeitung von Signalen von dem genannten Mikrofon und zum Erzeugen von Stimulationsströmen aufweist, die durch gewählte aus den mehreren Aktivelektroden gespeist werden.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 8, wobei die Aktivelektrodenanordnung so gestaltet ist, dass sie in eine menschliche Cochlea eingeführt werden kann, und wobei die Stimulationsströme durch gewählte Gruppen aus den mehreren Aktivelektrodengruppen gespeist werden, um einem Benutzer der Prothese das Gefühl des Hörens zu geben.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 9, ferner mit einem Verbinder (9), durch den die genannte Aktivelektrodenanordnung lösbar mit elektronischen Schaltkomplex verbunden ist, der in dem genannten geschlossenen Gehäuse luftdicht verschlossen ist.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 10, wobei die Telemetrieschaltung eine RF-Spule (30) zum Empfangen und Senden von RF-Signalen zu und von dem in dem geschlossenen Gehäuse steckenden elektronischen Schaltkomplex aufweist.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 11, bei dem die Batterie (34) in dem luftdicht verschlossenen Gehäuse ein aufladbares Akku umfasst und wobei die durch die RF-Spule empfangenen RF-Signale Betriebsstrom zum Aufladen des aufladbarert Akkus zuführen.
Implantierbare Gewebestimulationsprothese nach Anspruch 10, wobei die Telemetrieschaltung Mittel (3) zum Empfangen von akustischen Fernsteuersignalen aufweist.