ES2230295T3 - Protesis de estimulacion de tejidos implantable. - Google Patents

Protesis de estimulacion de tejidos implantable.

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ES2230295T3
ES2230295T3 ES01924495T ES01924495T ES2230295T3 ES 2230295 T3 ES2230295 T3 ES 2230295T3 ES 01924495 T ES01924495 T ES 01924495T ES 01924495 T ES01924495 T ES 01924495T ES 2230295 T3 ES2230295 T3 ES 2230295T3
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Michael A. Faltys
Glen A. Griffith
William Vanbrooks Harrison
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Abstract

Prótesis de estimulación de tejidos implantable que comprende: una carcasa implantable herméticamente cerrada (100); una circuitería electrónica (4, 10, 13) alojada en el interior de dicha carcasa herméticamente cerrada, incluyendo dicha circuitería electrónica una circuitería de telemetría que recibe señales de programación de una fuente externa; caracterizada por: una matriz de electrodos activos (29) que comprende una pluralidad de electrodos activos (16); en la que cada electrodo activo incluye una circuitería de conmutación (16A, 19, 20) y una pluralidad de contactos de electrodos individuales (19A, 20A) que pueden activarse individualmente a través de señales de control de los electrodos aplicadas a la circuitería de conmutación; en la que la matriz de electrodos activos (29), la circuitería de conmutación (16A, 19, 20) y la pluralidad de contactos de electrodos individuales (19A, 20A) son todos externos a la carcasa herméticamente cerrada (100); una batería (34) dispuesta en el interior de dicha carcasa cerrada; incluyendo dicha circuitería electrónica, además, una circuitería que genera las señales de control de los electrodos y que aplica las señales de control de los electrodos a la circuitería de conmutación (16A, 19, 20) de la matriz de electrodos activos a través de unos conectores de entrada (15), y que genera adicionalmente corrientes de estimulación que se aplican a través de otros conectores de entrada (15) a unos seleccionados de la pluralidad de electrodos activos (16).

Description

Prótesis de estimulación de tejidos implantable.
Antecedentes de la invención
La presente invención se refiere a dispositivos implantables, y más particularmente, a un dispositivo o sistema totalmente implantable para estimular o detectar tejido vivo. El dispositivo implantable incluye una batería recargable u otras fuentes de alimentación reponibles. Más concretamente, la presente invención se refiere a un sistema de implante coclear totalmente implantable (FICIS) que permite a personas que padecen una profunda sordera escuchar sonidos sin necesidad de disponer o llevar puestos aparatos o componentes auditivos externos (no implantados).
Los dispositivos de estimulación implantables disponibles actualmente, tales como un dispositivo de implante coclear o un estimulador neural, presentan típicamente una unidad implantada, una bobina de corriente alterna externa, y una unidad de control externa y una fuente de alimentación. La unidad de control externa y la fuente de alimentación incluyen un procesador de control adecuado y otra circuitería que genera y envía las señales de control y señales de potencia apropiadas a la unidad implantada para permitir que realizar su función prevista. La unidad de control externa y la fuente de alimentación van alimentadas por medio de una batería que proporciona el suministro eléctrico a través de la bobina de corriente alterna a la unidad implantada a través de una conexión inductiva para proporcionar a cualquier circuitería de procesamiento de señales y de control la energía necesaria y para estimular eléctricamente los nervios o músculos seleccionados. La transmisión de energía eficaz a través de la piel de un paciente desde la unidad externa a la unidad implantada a través de una conexión inductiva requiere una alineación íntima y constante entre las dos unidades.
En las patentes americanas nº 4.532.930; 4.592.359; 4.947.844; 5.603.726; 5.776.172; 6.002.966; y 6.067,474 se describen, por ejemplo, sistemas de implante coclear representativos de la técnica anterior.
Desventajosamente, cada uno de los sistemas de estimulación coclear de la técnica anterior conocidos, con excepción de algunas realizaciones sistema que se describe en la patente nº 6.067.474, requiere el uso de una fuente de alimentación externa y un sistema de tratamiento de la voz, conectado al dispositivo de estimulación implantado. Para muchos pacientes, conseguir y mantener la conexión requerida entre los componentes externos y el componente implantado puede ser molesto, poco práctico, y antiestético. De este modo, existe la necesidad y el deseo de disponer un sistema o dispositivo totalmente implantable que sea pequeño, de poco peso y que no requiera una unidad externa para que sea totalmente funcional, que no requiera una fuente de alimentación externa constante, y que incluya una batería interior de larga duración que pueda recargarse, cuando sea necesario, en un periodo de tiempo relativamente corto.
Además, incluso si se dispone de una batería recargable para su uso en un sistema de estimulación coclear implantable, la citada batería recargable no debe alterar significativamente el tamaño del estimulador coclear implantable existente. Esto es debido a que la curvatura y el espesor del cráneo es tal que solamente existe una cantidad limitada de espacio en el cual el cirujano puede formar un receptáculo donde implantar un estimulador coclear. Esto es un problema particularmente agudo en niños pequeños, donde el espesor del cráneo es relativamente pequeño y la curvatura del cráneo es mayor que en un adulto. De este modo, existe la necesidad de un sistema de implante coclear totalmente implantable que sea adaptable y se preste para la implantación en una gama de tamaños y formas de cabeza.
Adicionalmente, incluso si se utiliza una batería recargable dentro de un sistema de implante coclear totalmente implantable, cuyo sistema totalmente implantable incluya un procesador de voz y un micrófono implantable, puede ser necesario o conveniente, de vez en cuando, reemplazar la batería y/o actualizar el hardware del procesador de voz. Debido a que la implantación del sistema de implante coclear, que incluye la inserción de una delicada matriz de electrodos en la coclear del paciente, supone una cirugía mayor, cuya cirugía mayor solamente requeriría de manera esperanzadora que se realizase una vez en la vida de un paciente, se aprecia que existe también la necesidad de un sistema de implante coclear totalmente implantable en el que por lo menos la batería, e incluso quizás alguna o toda la circuitería del procesador de voz, pueda reemplazarse o actualizarse de vez en cuando a través de una cirugía mínimamente invasiva, y que al mismo tiempo se deje la delicada matriz de electrodos cocleares intacta para su uso con la batería reemplazada y/o el procesador de voz actualizado.
La patente americana nº 5.957.958 describe un dispositivo estimulador de implantes que presenta un paquete implantable cerrado herméticamente, una multiplicidad de contactos de electrodos conectados a través de unas sondas a unas entradas al paquete cerrado herméticamente que contiene la circuitería electrónica de formación de impulsos y estímulos, y uno o más contactos de contra-electrodos conectados a través de otras sondas a unas entradas de retorno. Cuando se accionan, el circuito generador de estímulos produce un potencial polarizante estacionario el cual se aplica a cada electrodo y a la sonda y la entrada asociadas.
La patente americana nº 5.814.095 describe un micrófono implantable para audífonos implantables, tales como implantes cocleares, que tienen una cápsula de micrófono dispuesta en un alojamiento herméticamente cerrado.
Descripción de la invención
De acuerdo con la presente invención se dispone una prótesis de estimulación de tejidos implantable que comprende:
una carcasa implantable herméticamente cerrada;
una circuitería electrónica alojada en el interior de dicha carcasa, incluyendo dicha circuitería electrónica una circuitería de telemetría que recibe señales de programación de una fuente externa;
caracterizada por:
una matriz de electrodos activos que comprende una pluralidad de electrodos activos;
en la que cada electrodo activo incluye una circuitería de conmutación y una pluralidad de contactos de electrodos individuales que pueden activarse individualmente a través de señales de control de los electrodos aplicadas a la circuitería de conmutación;
en la que la matriz de electrodos activos, la circuitería de conmutación y la pluralidad de contactos de electrodos individuales son todos externos a la carcasa herméticamente cerrada;
una batería dispuesta en el interior de dicha carcasa cerrada;
incluyendo dicha circuitería electrónica, además, una circuitería que genera las señales de control de los electrodos y que aplica las señales de control de los electrodos a la circuitería de conmutación de la matriz de electrodos activos a través de unos conectores de entrada, y que genera adicionalmente corrientes de estimulación que se aplican a través de otros conectores de entrada a unos seleccionados de la pluralidad de electrodos activos.
De acuerdo con otro aspecto de la invención, los elementos de conmutación activos incluidos en la matriz funcionan a una tensión de funcionamiento muy baja, reduciendo así el consumo de energía.
De acuerdo con todavía otro aspecto de la invención, la matriz de electrodos activos puede proporcionar una estimulación radial con el fin de aumentar la selectividad.
De acuerdo con todavía otro aspecto de la invención, toda la prótesis resulta muy eficaz desde un punto de vista de consumo de energía, permitiendo de este modo alimentar el sistema con una batería más pequeña durante períodos más largos de tiempo antes de que sea necesaria la recarga o sustitución.
De acuerdo con otro aspecto de la invención, la carcasa cerrada herméticamente, en cuyo interior se aloja la circuitería electrónica, la batería y el micrófono, puede reemplazarse, cuando sea necesario, mediante cirugía mínimamente invasiva.
De acuerdo con un aspecto adicional de la invención, la circuitería electrónica alojada en el interior de la carcasa cerrada herméticamente puede programarse o regularse, por ejemplo, actualizarse, según sea necesario, utilizando señales de RF o bien señales de control acústicas recibidas a través de una bobina implantable o un micrófono implantable. En una realización preferida, se producen señales de control acústicas utilizando modulación por desplazamiento de fase (MDF) de una señal acústica en una banda muy estrecha centrada aproximadamente en
6KHz.
De este modo, un objetivo de la presente invención es disponer una prótesis de estimulación de tejidos totalmente implantable que utiliza una matriz de electrodos activos.
Otro objetivo de la invención es disponer dicha prótesis totalmente implantable que incluye circuitos tanto digitales como analógicos, de los cuales cualquiera o todos pueden emplearse en función del modo de funcionamiento seleccionado.
Breve descripción de los dibujos
Los anteriores y otros aspectos, características y ventajas de la presente invención resultarán más claras a partir de la descripción más particular que sigue de la misma, la cual se presenta aquí en combinación con los siguientes dibujos:
La figura nº 1 es un diagrama de bloques funcional de una prótesis coclear totalmente implantable realizada de acuerdo con la presente invención (cuya figura se ha dividido dos mitades, una designada como figura nº 1-1 y la otra como figura nº 1-2);
La figura nº 2 es un diagrama que ilustra la disposición física de los principales elementos de la invención;
La figura nº 3 ilustra los contactos centrales y laterales y la circuitería eléctrica dispuesta sobre y en el interior de la matriz de electrodos activos que se utiliza con la invención;
La figura nº 4 ilustra la manera en la que se fabrican los contactos de los electrodo utilizando celdas activas;
La figura nº 5 ilustra la manera en la que se apilan las celdas activas entre sí para formar la matriz de electrodos activos;
La figura nº 6 es un diagrama de bloques que ilustra una aproximación de un equilibrio de corrientes en base al equipo que puede utilizar la invención;
La figura nº 6A es un diagrama de la forma de onda asociada a la aproximación del equilibrio de corrientes ilustrada en la figura nº 6; y
La figura nº 7 es un diagrama de la forma de onda de sincronización que ilustra el concepto de grupo de estimulación que utiliza la invención.
Los números de referencia correspondientes indican los componentes correspondientes en todas las distintas vistas de los dibujos.
Descripción detallada de la invención
La descripción que sigue es el mejor modo actualmente contemplado para llevar a cabo la invención. Esta descripción no debe tomarse en sentido limitando, sino que se hace simplemente con el fin de describir los principios generales de la invención. El alcance de la invención debe determinarse con referencia a las reivindicaciones.
Aunque la invención que aquí se describe se presenta en términos de una prótesis coclear, se comprenderá que una prótesis coclear es solamente un ejemplo de numerosos tipos distintos de prótesis y aplicaciones que pueden beneficiarse de la invención. Es decir, la prótesis coclear que aquí se describe es, en realidad, un estimulador neural, y dicho estimulador neural puede utilizarse también para aplicaciones aparte de la estimulación de la cóclea. Por ejemplo, las prótesis que aquí se describen pueden utilizarse para estimular selectivamente cualquier tejido o nervios por todo el cuerpo de un paciente para una amplia variedad de aplicaciones, incluyendo estimulación profunda del cerebro, estimulación para controlar incontinencia urinaria, estimulación para tratar el dolor, la estimulación para controlar diversos desórdenes y enfermedades nerviosas, y similares. Además, se comprenderá que el electrodo activo que aquí se describe, aunque está previsto para la inserción en la cóclea de un humano, también puede utilizarse para muchos otros tipos de aplicaciones. Todos estos otros tipos de aplicaciones se consideran dentro del alcance de la presente invención.
Para disponer una prótesis coclear miniaturizada, de baja potencia, se utiliza una aproximación de un diseño totalmente nuevo. Dicha aproximación del diseño no es, lamentablemente, retrocompatible con los dispositivos de implante coclear y las matrices de electrodos cocleares existentes. Sin embargo, tal como resultará claro a partir de la descripción que sigue, los beneficios que proporciona la prótesis miniaturizada de baja potencia de la presente invención pesan más que los inconvenientes para aquellos pacientes que necesitan dicha prótesis.
Las características y las ventajas de la prótesis coclear que aquí se describe pueden resumirse tal como sigue:
(1) La estimulación totalmente simultánea y el proceso analógico no está soportado (cuatro canales simultáneos como máximo), simplificando enormemente así la circuitería electrónica necesaria entro de la prótesis.
(2) La retrocompatibilidad con dispositivos anteriores no está soportada, simplificando de nuevo la circuitería necesaria.
(3) Se dispone soporte para estimulación radial, ofreciendo así una mayor selectividad.
(4) Se disponen electrodos de baja adaptabilidad, los cuales reducen el consumo.
(5) Se elimina la necesidad de "bloqueo" lo cual permite que el sistema funcione de manera asíncrona, hecho que también simplifica enormemente la circuitería.
(6) Se dispone un conector en el electrodo con una electrónica activa en cada contacto. Esto simplifica la circuitería electrónica que tiene que interactuar con los contactos del electrodo, y permite desmontar la matriz de electrodos de la carcasa electrónica si es necesario (por ejemplo, para reemplazar una batería defectuosa o agotada).
(7) Se elimina la necesidad de utilizar un condensador para proporcionar una conexión capacitiva para cada contacto. La función que proporciona el condensador de conexión se reemplaza ventajosamente por una corriente servo, tal como se expone a continuación.
En resumen, las características anteriores que proporciona la invención reducen dramáticamente el consumo de energía y el tamaño del sistema. El diseño permite la implementación con un procesamiento analógico o bien digital. La eliminación del requisito de la retrocompatibilidad reduce enormemente la complejidad del sistema.
Debe indicarse también que aunque la descripción que sigue se da en el contexto de una matriz de electrodos dimensional, puede aplicarse fácilmente a una matriz o matrices multidimensionales. Pueden aplicarse matrices de electrodos unidimensionales y multidimensionales, tal como se indica en la presente invención, a una multiplicidad de sistemas de estimulación neural, tal como el coclear, retinal, del cerebro, espinal y sistemas de órganos.
Haciendo referencia en primer lugar a la figura nº 2, se ilustran en la misma los componentes de la presente invención. Una carcasa (100) herméticamente cerrada está adaptada para ser implantada bajo la piel (102) de un paciente. La carcasa (100) incluye una circuitería electrónica (no mostrada en la figura nº 2, pero funcionalmente ilustrada en la figura nº 1) conectada a una matriz de electrodos activos (29) a través de un conector (9). La matriz de electrodos activos (29) incluye una pluralidad de grupos de pares de electrodos centrales/laterales. En una realización preferida, el conector (9) presenta cinco conectores de entrada (15) a través de los cuales se conectan cinco conductores de señal distintos incluidos en el interior de la matriz de electrodos activos (29) a la circuitería del interior de la carcasa (100). Si es necesario pueden utilizarse más conectores de entrada (15). Los cinco conductores de señales incluidos en el interior de la matriz de electrodos activos (29) se conectan a cuatro grupos de cuatro pares de electrodos centrales/laterales, tal como se expone a continuación. Al cuerpo principal de la carcasa (100) se acopla un micrófono hipodérmico (1). (Pueden utilizarse otros tipos de micrófonos subcutáneos o micrófonos en el canal auditivo en lugar del micrófono (1) conectado a la carcasa (100) o además de éste). A la carcasa (100) se conecta también una bobina de RF (30), y se conecta eléctricamente a la circuitería del interior de la carcasa (100).
Una unidad externa (no implantada) de carga/ programación (104) envía y recibe señales de RF hacia y desde la bobina de RF (30), y por lo tanto desde y hacia la circuitería implantada del interior de la carcasa (100). Dichas señales se utilizan para cargar una batería del interior de la carcasa (100) y/o programar la circuitería del interior de la carcasa, tal como es conocido en la técnica. Pueden enviarse también señales de control acústicas al micrófono implantable (1) desde un control remoto acústico externo (106). Dichas señales de control acústicas son utilizadas típicamente por el paciente para alterar el funcionamiento de la prótesis coclear dentro de los límites prescritos, por ejemplo, para regular el volumen o la sensibilidad.
Se explicará después, haciendo de nuevo referencia a la figura nº 1, el funcionamiento de la prótesis de la presente invención. A través de un micrófono subcutáneo (1) se envía energía acústica entre 100 y 6000 Hz transcutáneamente al cuerpo principal del implante (y/o a través de otros tipos de micrófonos, no mostrados). Esta energía acústica consiste en sonido que se procesa y se envía al paciente, así como señales de control de modulación por desplazamiento de fase de banda estrecha (6KHz) para el control y la programación del dispositivo. La señal del micrófono se amplifica por medio de un amplificador (2) a aproximadamente 20 dB y se envía a la circuitería de la unidad inicial analógica o bien digital para el preprocesamiento. Un desmodulador MDF remoto (3) siempre busca datos MDF. Los datos de señales de control desmoduladas se envían a una unidad de control del microprocesador digital (UCM) (4) para la descodificación. La presencia de datos de señales de control activará la UCM (4) si no se encuentra activa. La UCM (4) puede gobernarse en varios modos de funcionamiento mediante estas señales de control. Dichos modos incluyen por lo menos: (1) un modo arranque en serie; (2) un modo de mantenimiento de la batería; (3) un modo de prueba; (4) un modo de inactividad; y (5) un modo de funcionamiento normal con un control remoto.
Todavía con referencia a la figura nº 1, después de una preamplificación o digitalización, la primera etapa en la cadena del procesamiento es un circuito de control de ganancia automático en masa (5). Este control de ganancia automático trae la señal en el rango dinámico de un batería de procesamiento acústico (6). La batería de procesamiento acústico (6) incluye 1-64 filtros configurables y detectores de envolvente, o tomas equivalentes para la información de la envolvente. Para cada toma se dispone típicamente un contacto. Si existen más electrodos que tomas, entonces se puede sacar provecho de contactos de tamaño variable o selecciones óptimas de electrodos. El hecho de tener más tomas que contactos (un concepto conocido como "electrodos virtuales") no está soportado en esta arquitectura puesto que requeriría más fuentes de corriente y escalables. Nótese que los electrodos virtuales requieren que un mecanismo envíe una única información de la toma acústica a una multiplicidad de contactos de la matriz de electrodos que se "escalan" a la posición en la matriz o a la ponderación del contacto. (En un sistema de estimulación coclear representativo descrito, por ejemplo, en la patente americana nº 6.002.966, esto se realiza almacenando pesos para cada nexo de estímulo temporal-espacial). Adicionalmente, aunque los electrodos virtuales han demostrado ser viables para aumentar la resolución espacial/de paso para señales simples, no se ha establecido bien su viabilidad para las señales acústicas complejos debido a efectos de interacción. La presente invención, por otro lado, soporta baterías de procesamiento acústico muy sofisticadas, tal como la cóclea de silicio con ganancia adaptativa distribuida, véase Sarpeshkar y otros "A Low-Power Wide-Dynamic-Range Analog VLSI Cochlea". Analog Integrated Circuits and Signal Processing, 16, 245-274 (1998).
Un conmutador de punto de cruce de cuatro salidas (7) permite enviar la selección de cualquiera de las cuatro tomas disponibles a cualquier salida. Se prefiere un conmutador de punto de cruce completo con el fin de ajustarse a la patología del paciente, corrigiendo la posición del electrodo, y permitir que los excitadores se intercalen a lo largo de la matriz para volver a configurarse para fallos del dispositivo parciales y producir las configuraciones de transmisión bipolares longitudinales arbitrarias. Se seleccionan cuatro salidas debido a la capacidad para implementar un conector de electrodo práctico con cinco contactos. Adicionalmente, con solamente cinco contactos, el número de cables se reduce respecto a lo que previamente se había requerido, y esto también permite aumentar el calibre del alambre, todo lo cual presenta una fiabilidad y unas repercusiones quirúrgicas. Adicionalmente, si bien puede existir preocupación por el hecho de que tener solamente cuatro sitios de estimulación simultáneos es una limitación, se cree que, en realidad, cuatro sitios de estimulación simultáneos pueden estar cerca del número máximo de canales que se pueden utilizar a la vez que se evita todavía una interacción excesiva. No obstante, a medida que evoluciona la tecnología de conectores y electrodos, el número de electrodos simultáneos puede aumentar, si se demuestra que resulta beneficioso. El principal inconveniente de disponer solamente cuatro excitadores simultáneos es la limitación resultante de poder excitar solamente dos canales bipolares longitudinales reales simultáneamente. Esto puede ser o no un problema que depende de si los modos de estimulación radial son más eficaces para una mayoría de pacientes.
Después del conmutador de punto de cruce (7), un circuito logarítmico (8) toma el logaritmo de la señal. La función del logaritmo se aproxima a la percepción de un paciente de la intensidad acústica como una función de corriente. Aunque la función del logaritmo no representa un elemento de predicción perfecto de la percepción del paciente o sujeto de la intensidad acústica, es uno de los mejores elementos de predicción que se ha encontrado que resulta clínicamente eficaz. Esto se debe, principalmente, a la capacidad del paciente para oír a través de variaciones de intensidad y diversas formas de compresión.
La salida de los circuitos logarítmicos (8) se suman en un circuito sumador (12). La salida del circuito sumador (12) se compara con datos digitales relevantes obtenidos de la UCM (4), cuyos datos digitales relevantes se convierten primero de nuevo a datos analógicos con un circuito conversor digital-analógico (DAC) antes de la comparación.
Después, todavía con referencia a la figura nº 1, el logaritmo de la señal acústico es mapeado en el rango dinámico eléctrico del paciente mediante un circuito mapeador (9A). El circuito mapeador (9A) modifica la señal por dos constantes ((A) * entrada + (K)) que se derivan independientemente para cada canal en base al umbral de comportamiento y el nivel más cómodo de cada sitio de estimulación. Las constantes (A) y (K) también dependen del control del volumen del paciente o sujeto y el control del rango dinámico de entrada, y puede modificarse hasta a 10 veces por segundo.
La salida de cada circuito mapeador excita una fuente de corriente (10). La fuente de corriente (10) se conecta, a través de un condensador de protección de fallo eléctrico opcional (14), a los contactos activos (16) de la matriz de electrodos (29). Las fuentes de corriente (10) están normalmente abiertas (y representan de este modo una impedancia infinita) y se controlan mediante unos generadores de impulsos (13), y en última instancia mediante la UCM (4). Las fuentes de corriente (10) funcionan en uno de los siguientes modos: [1] corriente positiva (+); [2] corriente negativa (-); [3] abierto; [4] cortocircuito a tierra; y [5] pérdida de 500 kilo Ohmios a tierra. El ruido de la fuente de corriente se controla de tal manera que se disponen 64 etapas monotónicas resolubles para el paciente con un rango de corriente de 3-30 dB (con referencia a 1 \muA) sobre un rango de corriente máxima de 20 a 2000 \muA. La velocidad de exploración de las corrientes de salida de las fuentes de corriente (10) es de entre 1-10 V/\muS con un supuesto circuito de un inductor de 1,0 \muH en serie y una carga de 10 a 100 nanofaradios con una impedancia comprendida entre 500 y 20.000 ohmios. Las fuentes de corriente (10) obtienen su energía de funcionamiento de una batería o bien un convertidor reductor y/o elevador (11), dependiendo de la tensión de funcionamiento máxima requerida por la tecnología del electrodo y la estrategia de estimulación. Un convertidor de seguimiento rápido, si se utiliza, debe tener capacidad para rastrear la envolvente del habla para maximizar la eficacia. El uso de múltiples convertidores reductores/elevadores no proporciona una ventaja significativa ya que se minimizan los requerimientos de tensión de funcionamiento variables por toda la cóclea mediante el uso de la capacidad de anchura de impulso variable y tamaño de contacto de variable. Tensiones de funcionamiento máximas permitidas que se requieren como función de la configuración del electrodo son:
1.
16 canales y contactos de platino (16 Voltios).
2.
16 canales y recubrimientos (3 Voltios).
3.
64 canales, recubrimientos y contactos pequeños (9 Voltios).
Los generadores de impulsos (13) que controlan las fuentes de corriente (10) reciben señales de control de una tabla de impulsos de la UCM (4). El uso de tablas de impulsos se explica en las patentes y solicitudes de patentes referenciadas. Un generador de impulsos determinado (13) es gobernado desde la UCM para seleccionar una toma acústica específica (filtro) y para activar un grupo de contactos activos (16), cada uno de los cuales puede activar sus contactos centrales y/o laterales respectivos. El generador de impulsos (13) coordina el tiempo detallado y la excitación de corriente requeridos para mantener las cargas en equilibrio en los contactos individuales y desactiva la conmutación de contacto hasta que la carga se equilibra. Los generadores de impulsos comunican a los contactos activos (16) sobre la misma línea que utilizan las fuentes de corriente (10). Esto se realiza enviando datos digitales a una frecuencia mucho mayor que las transiciones de corriente de estimulación sin compensación de corriente continua tal como se garantiza mediante otro pequeño condensador (14).
Tal como se aprecia en la figura nº 3, los contactos activos (16) de la matriz de electrodos activos (29) tienen una línea de entrada de corriente (17) de una fuente de corriente específica (10) y un generador de impulsos (13), y una línea de entrada de referencia (18) de un excitador de corriente indiferente (21). La línea de entrada de corriente (17) lleva un flujo de datos que se descodifica en un circuito descodificador (16A) mediante cada electrodo activo (16) para controlar unos conmutadores bilaterales (BiSW) (19, 20) para así conectar o desconectar una placa de contacto central (19A) a línea de la fuente de corriente (17) y/o para conectar una placa de contacto lateral (20A) a la fuente de corriente (21) indiferente a través de la línea de entrada de referencia (18). La línea de entrada de referencia (18) se utiliza para proporcionar una toma de tierra para la circuitería de descodificación (16A) y también puede conectarse a la placa de contacto central lateral (20A) tal como se ha indicado anteriormente. Cuando se conectan ambas placas de contacto central y lateral, se activa la estimulación radial proporcionando potencialmente una fuente de estimulación más selectiva. Se produce una rectificación de una cantidad muy pequeña de energía para proporcionar energía de funcionamiento para el circuito de descodificación (16A) y para polarizar los conmutadores bilaterales (19) y (20). La corriente se mantiene muy pequeña de manera que si existe un fallo del contacto, sólo abandonará el contacto una pequeña cantidad de pérdida de corriente continua. Por lo tanto, cuando la pérdida corriente es suficientemente pequeña, este tipo de fallo no requiere explante.
Volviendo a continuación a las figuras nº 4 y 5, se ilustra la fabricación de la matriz de electrodos activos (29). Los electrodos activos (16) dispuestos en el interior de la matriz (29) comprenden unos circuitos activos cerrados herméticamente fabricados en un solo cabezal de silicio sobre zafiro (óxido de aluminio, AlO), con cuatro conexiones eléctricas de platino que salen o abandonan el espacio hermético - -dos conexiones para las placas de contacto (19A) y (20A) y dos conexiones para las entradas a través de las líneas de señales (17) y (18) (véase figura nº 3). El cierre hermético se consigue preferiblemente con un recubrimiento de óxido aluminio que se dispone directamente sobre la zona de silicio del cabezal, mientras que el substrato de zafiro se encuentra inerte (de modo que no es necesario recubrirlo). Puede utilizarse también una capa protectora silástica sin espacios para proteger el óxido de aluminio del ataque químico debido a posibles acumulaciones ácidas que resultan de la estimulación. Alternativamente, puede disponerse una carcasa cerámica que incluya unos contactos que vayan soldados con láser a la cerámica para sellar el dispositivo.
La figura nº 4 ilustra la fabricación de un electrodo activo (16) de la matriz de electrodo activos (29). Se sueldan unos contactos de platino (Pt) (200) a un cabezal de silicio (202) sobre el cual se ha fabricado la circuitería apropiada para realizar la función de los conmutadores bilaterales (19) y (20) y el circuito de descodificación (16A). Los contactos (200) están recubiertos con óxido de aluminio (AlO). El óxido se aplica fuera de los contactos (200), dejando una zona superficial expuesta (201). Los contactos expuestos se doblan entonces por encima del borde del cabezal de silicio (202), en la dirección de la flecha (205) formando, de este modo, el contacto central y lateral (19A) y (20A). Se conectan también unos lóbulos de platino (206, 207) al cabezal de silicio (202) para permitir el contacto eléctrico con la circuitería formada en el mismo.
La figura nº 5 muestra el apilado de algunos de los electrodos activos formados en la figura nº 4 en una batería de electrodos. Los cables (17) y (18) se conectan, por ejemplo, mediante un proceso de engastado, a los lóbulos de platino (206). Los propios cables sirven de apoyo de la columna flexible para mantener las secciones individuales (figura nº 4) separadas entre sí. Alternativamente, también pueden insertarse unos separadores flexibles entre las secciones de electrodos individuales.
Una vez que los electrodos activos (16) se han apilado entre sí, se moldean también con silástica en la matriz de electrodos (29). Dos cables indiferentes (18) y un cable (17) del excitador se conectan a cada electrodo activo. La conexión se realiza a través de un empalme y se engasta a los lóbulos (206) que sobresalen del cabezal de silicona. Se utilizan dos cables indiferentes (18) por motivos de fiabilidad en caso de que uno falle. Se dispone una matriz de electrodos de 64 canales de modo que cada milímetro se superponen distintas baterías. Esta disposición da lugar ventajosamente a varias configuraciones:
1. Pueden utilizarse hasta 16 contactos de tamaño electrónicamente variable (0,25, 0,50, 0,75, o 1 mm) o 32 contactos de tamaño variable (0,25 o 0,50).
2. Pueden utilizarse hasta 2 contactos bipolares longitudinales, con una separación de 1-16 mm en incrementos de 1 mm, en hasta 32 sitios.
3. Pueden ofrecerse hasta 4 semi-bipolares radiales (la misma toma a tierra para todos los contactos) hasta en 64 sitios.
4. Pueden ofrecerse hasta 4 electrodos monopolares simultáneos hasta en 64 sitios.
5. Pueden disponerse hasta 4 electrodos radiales simultáneos con toma a tierra común o electrodos de aletas.
6. Puede ofrecerse hasta 1 sitio de estimulación bipolar real no simultáneo.
Si fallase cualquier batería de electrodos activos, una sección de 1 mm de la matriz de electrodos queda fuera de servicio. Además, debe indicarse que cada uno, o por lo menos uno, de los electrodos activos de cada batería puede tener un medidor de tensión capacitivo incorporado al mismo. Este medidor mide la tensión a través del cabezal que indica la tensión de ajuste por los cables de conexión y estructuras cocleares que hacen contacto con la matriz o los contactos. Dichos sensores (medidores de tensión) ayudan también a los cirujanos a realizar una inserción de baja carga de la matriz, y también detecta cualquier problema importante durante la inserción. La(s) señal(es) de salida de los sensores se examinan típicamente teniendo las fuentes de corriente que envían una corriente sinusoidal y midiendo después el cambio de fase con el sistema de medición de retrotelemetría.
Volviendo a la figura nº 1, se aprecia que la fuente de corriente indiferente (21) (también denominada excitador de corriente indiferente) excita un electrodo de carcasa indiferente (23) o bien los contactos laterales (20A) de los electrodos activos cuando se ordena. Un conmutador bilateral (22) bajo el control de la UCM activa el electrodo de carcasa indiferente (23). La tabla de impulsos de la UCM (4) controla la fuente de corriente indiferente (21) y el conmutador bilateral (22). La capacidad de la fuente de corriente indiferente es la misma que las otras fuentes de corriente (10), excepto en que puede ser una corriente de carga o de salida de hasta a 8 MA.
Un sistema de medición de retrotelemetría (39) mide tensiones en uno o dos grupos de contactos diferencialmente. La ganancia de un amplificador diferencial (40) puede establecerse a 1, 3, 10, 30, 100, 300 o 1000. El tiempo de restablecimiento del amplificador (40) es de menos de 35 \muS. Un convertidor analógico/digital de 9 bits (41) toma muestras a una velocidad de hasta 60K muestras por segundo y almacena los resultados en unos circuitos de memoria incluidos en la UCM (4).
Una bobina RF (30) recibe energía y puede transmitir datos de retrotelemetría. Un diodo (D1) rectifica la energía recibida y alimenta un cargador de baterías de litio-ión lineal (33) para cargar una batería implantada (34). Un circuito de protección de baterías (35) protege la batería de situaciones tales como sobrecarga y sobredescarga, desconectando automáticamente la fuente o la carga si es necesario. El sistema todavía puede funcionar desde una fuente externa a través de la bobina (30) si la batería está desconectada. Un(os) circuito(s) convertidor (es) reductor (es) (36) derivan las tensiones de suministro de eléctrico necesarias del voltaje de la batería que se requieren para el funcionamiento de la prótesis.
En la UCM (4) se incluye una función transmisora de retrotelemetría. La UCM (4) genera un portador de RF con datos modulados codificados digitalmente. Dicho portador de RF modulada se transmite a través de un condensador de acoplamiento (31) sobre la trayectoria de la señal retrotelemetría (32) a la bobina de la antena (30), donde se transmite y se recibe finalmente por medio de un sistema externo. Un adaptador de programación (104) y/o (106) (figura nº 2) tiene un transductor acústico para enviar datos a la prótesis, y un receptor de retrotelemetría y un decodificador para recibir datos de nuevo desde la prótesis. El adaptador de programación está diseñado de tal manera que puede funcionar a una distancia de hasta un metro radiando a través de la bobina de RF (30) sola. Un modo alternativo de funcionamiento dispone que la retrotelemetría simplemente envíe un impulso portador de RF de gran amplitud y corta duración que pueda ser recibido a una distancia del cuerpo por una unidad remota portátil. Esto proporciona a los pacientes o a los cuidadores conocimiento del estado del sistema y de los modos del sistema requeridos del sistema totalmente implantado.
La UCM (4) está auto-temporizada fuera de un cristal interno (37), eliminando ventajosamente así la necesidad de obtener un "bloqueo" el cual ha sido tradicionalmente necesario por los sistemas de estimulación coclear implantables existentes. El cristal interno (37) también proporcionar una señal de reloj a partir de la cual pueda derivarse la señal de la portadora de RF (para la retrotelemetría). El sistema funciona, de este modo, completamente asíncrono respecto a unas unidades de apoyo externas. Para aplicaciones binaurales, una señal de control acústica y retrotelemetría pueden sincronizar dos sistemas periódicamente, según sea necesario, si los sistemas van equipados con capacidad para detectar la presencia de un portador de retrotelemetría externo. Ventajosamente, la UCM (4) no necesita memoria no volátil ya que siempre tiene tensión de la batería. En consecuencia, la UCM puede realizar un arranque en serie en la clínica con el sistema de conexión sobre el enlace de datos acústicos cuando la batería está totalmente descargada.
Se llevan a cabo pruebas psicofísicas y mediciones de impedancia utilizando impulsos generados a partir de una tabla de impulsos. En este modo, la entrada a las fuentes de corriente debe ser configurable a un valor fijo para que pueda llevarse a cabo la modulación de impulsos.
Un uso preferido de la prótesis coclear de la presente invención es con estrategias pulsátiles simultáneas. Las estrategias pulsátiles simultáneas requieren una cuidadosa coordinación de las salidas para evitar la interacción y maximizar la transferencia de información. Con el fin de comprender bien cómo funciona esta aproximación básica, a continuación se describe el concepto de grupos de estimulación. Simplemente se indica que los grupos de estimulación son agrupaciones de contactos que se estimulan entre sí, tal como se ilustra en la figura nº 7. La agrupación de contactos viene determinada por la interacción de electrodos y mediciones potenciales de acción compuesta. A través de estas mediciones, el número de canales reales (o electrodos útiles) puede estimarse reduciendo, por ejemplo, una matriz de interacción de 64 x 64. La inversa de esta matriz produce una medición directa de la interacción que guía la clasificación de contactos en grupos de estimulación. (Típicamente, si se utiliza esta aproximación, una matriz de orden 64º se llena escasamente con mediciones dimensiones, los datos perdidos se interpolan, se toma la inversa, y entonces se aplica la heurística para determinar la dimensión real, o el número de canales y grupos de estimulación, y el grado de simultaneidad posible).
Los grupos de estimulación se codifican entonces en una tabla de impulsos, similar a la descrita en la patente americana nº 6.002.966, citada anteriormente. Después se disponen los contactos de los grupos de estimulación al rango dinámico del paciente utilizando medios objetivos y de conducta para una anchura de impulso determinada u óptima. A partir de estas medidas, se deriva una tensión de funcionamiento de destino en base a lo que se espera que sea la velocidad de estimulación óptima. (Contra más estrechos sean los impulsos, mayor será la velocidad, y mayor será la tensión de funcionamiento). Con el fin de minimizar la dispersión de energía, es preferible que todos los contactos se dispongan tan cerca como sea posible de la tensión de funcionamiento de destino para sus respectivos niveles de estimulación máximos. Esto se realiza típicamente variando la anchura del impulso. Nótese que puede ser necesario disponer elevadas velocidades de estimulación y muchos canales, y que puede ser necesario el uso de grupos de estimulación. Para simplificar el sistema y las interacciones, las anchuras de los impulsos de todos los contactos de un grupo de estimulación se mantienen iguales. Esto complica en cierta medida el software ya que es el software el que modifica la anchura y amplitud de los impulsos para alcanzar la tensión de funcionamiento de destino, mientras que el médico que programa el dispositivo solamente puede aumentar (o disminuir) la amplitud.
El desarrollo del software y la velocidad de conexión se simplifican introduciendo modificaciones en la tabla de impulsos que se ha utilizado en el pasado. Las citadas simplificaciones incluyen lo siguiente:
1. La trayectoria de los datos se simplifica ya que la tabla de impulsos tiene acceso directo a las baterías de filtros de manera extendida, la fuente de corriente tiene un número limitado de configuraciones; no existen multiplicadores o ripadores con la excepción de un posible rango de corrientes de un convertidor DA en la implementación digital.
2. El factor de complicación principal para el software ha sido una anchura de impulsos uniforme. Esto se elimina con la adición de un tipo de entrada de anchura de impulsos asociada a cada bit de soporte. Esta entrada reduce significativamente la memoria en estrategias con anchuras de impulsos no uniformes.
3. Un mayor tamaño de memoria (2x o 4x) permite que el software de generación de tablas de impulsos no requiera una optimización extensiva.
4. Se permite el uso de señales de control de dos palabras a través de los límites de trama.
La tabla de impulsos (incluida en la UCM (4)) acciona el generador de impulsos. El generador de impulsos es el responsable de seleccionar las tomas correctas de la batería de procesamiento acústico, configurando la fuente de corriente y enviando después un código a los electrodos activos.
Los códigos que van a los electrodos activos son de especial preocupación puesto que es necesario que cada contacto de una batería tenga una único código de identificación (ID). Para un sistema de 16 contactos, se requieren 4 códigos de identificación; para un sistema de 64 contactos, se requieren 16 códigos de identificación. El código se implementa de cualquiera de estas tres maneras: acoplamientos eléctricamente fusibles, acoplamientos fusibles por láser, o conexión integrada realizada durante la operación de diseño del circuito. No se utilizan acoplamientos de deposición de carga debido a posibles problemas de humedad.
El código consiste en un sincronizador inicial de identificación que incluye posiciones de 2 bits para cada contacto en la batería (por ejemplo, 0001 0000 0010 0000 0001 0000 0000 0000 que indican que los contactos 6ª central, 13ª central y 13ª lateral están conectados) y un sincronizador final con paridad doble y un único código final (AB_{16}). El reloj queda encapsulado en los códigos utilizando codificación bifásica o de Manchester de manera que no es necesario un oscilador local. Si el contacto no recibe un código válido, o si no se ha establecido su posición de bits, se desconecta y se restablece. Pueden conectarse muchos contactos simultáneamente en una batería utilizando la misma señal de excitación, formando eficazmente de este modo unos contactos mayores o contactos de área regulable para adaptarse a los modelos particulares de daños o patologías en el cóclea del paciente u otro tejido. Utilizando el electrodo indiferente con conexiones a varios contactos laterales también pueden crearse modelos de
activación.
Una característica que aporta la presente invención es la estrategia N de M simultánea. La idea subyacente de la estrategia N de M no simultánea es que si un dispositivo de implante tiene M sitios de estimulación físicos, sólo es necesario estimular N sitios relevantes durante cada repetición del modelo de estimulación. Esto tiene el efecto de permitir mayores tasas de repetición y transferir potencialmente información más relevante al paciente. El hecho de amplificar la N de M con estimulación simultánea tiene el potencial de transferir todavía más información al paciente.
Con el fin de hacer que las estrategias N de M simultáneas sean viables en un sistema práctico, deben tenerse en cuenta las siguientes cuestiones:
1. Los contactos o sitios de estimulación deben agruparse en grupos de estimulación asignados estáticamente o dinámicamente variables. La presente invención utiliza preferiblemente grupos asignados estáticamente para reducir la complejidad y el consumo del sistema.
2. Puede utilizarse cualquier criterio conveniente para decidir cuándo un grupo de estimulación debe saltarse o volverse a secuenciar temporalmente. Una técnica que depende del tiempo que puede emplearse para este fin es mirar la energía acústica (lo cual se realiza utilizando una suma ponderada de los logaritmos de la energía de la envolvente acústica para cada grupo de estimulación) en todos grupos de estimulación simultáneamente, clasificar las sumas ponderadas para cada grupo y enviar los contribuyentes N superiores. Esta técnica de clasificación es muy costosa en términos de memoria y circuitería y consumo. Una segunda técnica es que el sistema tenga un umbral adaptativo en el cual se prueban N grupos de estimulación pero variará de un marco de estrategia a otro. Este procedimiento se realiza por medio de un bucle de control que modifica un umbral que emplea la estimación de energía de cada grupo de estimulación a medida que se eleva para una posible estimulación. Finalmente, puede emplearse también un esquema que incorpore parámetros enmascaramiento psicofísicos como criterio en el que la función de transferencia medida de la interfaz neural se utiliza para juzgar la relevancia del grupo de estimulación al paciente. Este último procedimiento requiere unos modelos de los integradores temporales de la interfaz neural para por lo menos cada grupo de estimulación.
3. Una vez que se han determinado los grupos de estimulación, las anchuras de los impulsos dentro del grupo deben mantenerse idénticas para así no variar las interacciones. Por lo tanto, una limitación adicional permite modificaciones de anchura de impulso entre grupos, pero no dentro de los grupos. Los cambios de anchura de impulsos entre grupos están diseñados para minimizar los períodos de trama de la estrategia y mantener al mismo tiempo un voltaje máximo permitido constante con el fin de minimizar la disipación de energía.
Las fuentes de corriente (10) y (21) que utiliza la presente invención están especializadas para que siempre se tenga un equilibrio de cargas de cada impulso de corriente que se suministra a un contacto individual o a un grupo de contactos. Las configuraciones de los contactos no pueden modificarse hasta que no se consiga el equilibrio de cargas. El equilibrio de cargas se logra calibrando primero y compensando después el desplazamiento bipolar de la fuente de corriente. La calibración del sistema se realiza emitiendo una señal de control de función escalonada en el electrodo y utilizando el sistema de retrotelemetría para controlar su caída con el fin de determinar así su función de transferencia. Una vez que se conoce la función de transferencia, la fuente de corriente es excitada para activar la corriente con el fin de lograr un equilibrio de cargas cero neto antes de permitir que el sistema proceda, creando así una característica de bloqueo del equipo. La característica de bloqueo del equipo evita que el sistema proceda hasta que no se consiga el equilibrio de cargas. Debido a que, en la realización preferida, pueden estar funcionando simultáneamente hasta cuatro fuentes de corriente, deben equilibrarse todas las cuatro corrientes de carga antes de proceder.
Tal como se ha indicado anteriormente, las estimulaciones se producen preferiblemente en un grupo de estimulación (56), tal como se muestra en la figura nº 7 (que ilustra cinco grupos de estimulación). Dentro de un grupo de estimulación (56), hasta a cuatro fuentes de corriente independientes, que se muestran, por ejemplo, en la figura nº 1, pueden estimular contactos no superpuestos seleccionados. Después de la estimulación, existe un período de recuperación forzado o reservado (57) que debe ocurrir antes de la estimulación del grupo siguiente. (Nótese que para el ejemplo que se muestra en la figura nº 7, el período de recuperación forzado o reservado (57) entre el grupo nº 4 del y grupo nº 3 es cero, cuyos otros períodos de recuperación forzados o reservados tienen una anchura finita). Cada grupo se controla por medio de un generador de impulsos (13) que primero restablece un integrador en el grupo y desconecta cualquier contacto central (19A) y opcionalmente contactos laterales (20A). Después, el generador de impulsos (13) selecciona la toma apropiada a través del conmutador de punto de cruce (7) (figura nº 1) y conecta los contactos centrales y laterales seleccionados. La amplitud se determina por medio de la toma en la que se mantiene el valor.
El equilibrio de corrientes se lleva a cabo mejor utilizando un sistema de equilibrado de corrientes tal como se ilustra en la figura nº 6, y con formas de onda tal como se ilustra en la figura nº 6A. Se indica que la circuitería del equipo particular que se muestra en la figura nº 6 representa una configuración particular de la circuitería mostrada en la figura nº 1. Es decir, la circuitería mostrada en la figura nº 6 ilustra los elementos y componentes particulares de la circuitería que se muestran en la figura nº 1, configurados para proporcionar la función de equilibrado de corrientes. Tal como se aprecia en la figura nº 6, el sistema de equilibrado de corrientes consiste en una regulación a largo plazo encontrada durante la calibración del sistema y un bucle de control. El bucle de control comprende una red de compensación (115) que se adapta a la función de transferencia, un integrador muy preciso (152) para estimar la carga, un detector de ceros (154) para emitir una señal de equilibrio de cargas, y un limitador (153) para limitar la cantidad de corriente que puede excitarse al electrodo para equilibrar las cargas. Una tabla de impulsos incluida en la UCM (4) mantiene normalmente el limitador (153) a cero con una línea MaxComp (161) puesta a cero hasta que la tabla de impulsos espera una carga equilibrada. Si se espera una carga equilibrada, la línea MaxComp (161) se eleva al nivel máximo de estimulación necesario para lograr el equilibrio.
La circuitería analógica utilizada en la prótesis se programa a través de la UCM utilizando convertidores D/A que establecen varios parámetros. Se implementan unas baterías digitales mediante una lógica semipersonalizada o bien mediante un procesamiento de señales realizado en la propia UCM/PSD (4). Las baterías digitales requieren la adición de un convertidor A/D eficaz de 14 bits (en lugar de 2). En el caso de que la batería de procesamiento acústico sea digital, la fuente de corriente se convierte en un convertidor digital-analógico de modo de corriente (CDA). Para la batería analógica, la fuente de corriente es un amplificador.
Tal como se ha descrito anteriormente, se aprecia que en el sistema de la prótesis se ha introducido una complejidad adicional con el fin de permitir más de dieciséis canales y para tener un conector de desconexión. Puede realizarse una simplificación añadiendo un condensador en serie con cada contacto, eliminando así la necesidad de una electrónica de equilibrado de corriente.
Aunque la invención se ha descrito aquí a través de realizaciones y aplicaciones concretas, los expertos en la materia podrían introducir numerosas modificaciones y variaciones a las mismas sin apartarse del alcance de la invención establecido en las reivindicaciones.

Claims (13)

1. Prótesis de estimulación de tejidos implantable que comprende:
una carcasa implantable herméticamente cerrada (100);
una circuitería electrónica (4, 10, 13) alojada en el interior de dicha carcasa herméticamente cerrada, incluyendo dicha circuitería electrónica una circuitería de telemetría que recibe señales de programación de una fuente externa;
caracterizada por:
una matriz de electrodos activos (29) que comprende una pluralidad de electrodos activos (16);
en la que cada electrodo activo incluye una circuitería de conmutación (16A, 19, 20) y una pluralidad de contactos de electrodos individuales (19A, 20A) que pueden activarse individualmente a través de señales de control de los electrodos aplicadas a la circuitería de conmutación;
en la que la matriz de electrodos activos (29), la circuitería de conmutación (16A, 19, 20) y la pluralidad de contactos de electrodos individuales (19A, 20A) son todos externos a la carcasa herméticamente cerrada (100);
una batería (34) dispuesta en el interior de dicha carcasa cerrada;
incluyendo dicha circuitería electrónica, además, una circuitería que genera las señales de control de los electrodos y que aplica las señales de control de los electrodos a la circuitería de conmutación (16A, 19, 20) de la matriz de electrodos activos a través de unos conectores de entrada (15), y que genera adicionalmente corrientes de estimulación que se aplican a través de otros conectores de entrada (15) a unos seleccionados de la pluralidad de electrodos activos (16).
2. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 1, caracterizada en que la matriz de electrodos activos (29) comprende por lo menos cuatro electrodos activos.
3. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 2, caracterizada en que la pluralidad de electrodos individuales incluidos dentro de cada electrodo activo comprende por lo menos un contacto de electrodo lateral (20A) y por lo menos un contacto de electrodo central (19A).
4. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 3, caracterizada en que la circuitería de conmutación de cada electrodo activo comprende una circuitería de descodificación (16A), un primer conmutador (20) conectado a la circuitería de descodificación y a por lo menos un contacto de electrodo lateral, y un segundo conmutador (19) conectado a la circuitería de descodificación y a por lo menos un contacto de electrodo central, en la que la circuitería de descodificación responde a las señales de control de electrodo y provoca que el primer y el segundo conmutador activen selectivamente uno o ambos de los contactos de electrodo central o lateral.
5. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 4, caracterizada en que la circuitería de descodificación y el primer y el segundo conmutador de un electrodo activo se forman sobre un cabezal de substrato apropiado (202), y en la que los contactos de electrodo central y lateral del electrodo activo están formados en bordes opuestos del cabezal de substrato, y en la que por lo menos cuatro de dichos cabezales de substrato se apilan y se sobremoldean con silástica para formar la matriz de electrodos activos.
6. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 5, caracterizada en que la matriz de electrodos activos (29) comprende una pluralidad de baterías de electrodos activos, en la que cada batería de electrodos activos incluye una pluralidad de electrodos activos.
7. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 6, caracterizada en que por lo menos un electrodo activo de cada batería de electrodos activos incluye un medidor de tensión integrado, en la que el medidor de tensión está adaptado para medir la tensión a través del cabezal de substrato.
8. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 1, caracterizada en que incluye, además, un micrófono implantable (1), y en la que la circuitería electrónica alojada en el interior de dicha carcasa herméticamente cerrada incluye medios para recibir y procesar señales del citado micrófono y para generar corrientes de estimulación que se aplican a través de unos electrodos activos seleccionados de la pluralidad de electrodos activos.
9. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 8, caracterizada en que la matriz de electrodos activos está adaptada para su inserción en un cóclea humano, y en la que las corrientes de estimulación se disponen para ser aplicadas a través de los grupos seleccionados de la pluralidad de baterías de electrodos activos con el fin de proporcionar sensación de audición al usuario de la prótesis.
10. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 9, caracterizada en que incluye, además, un conector (9) a través del cual dicha matriz de electrodos activos se conecta de manera desconectable a la circuitería electrónica herméticamente cerrada de la citada carcasa sellada.
11. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 10, caracterizada en que la circuitería de la telemetría incluye una bobina de RF (30) para recibir y enviar señales de RF hacia la circuitería electrónica alojada en el interior de la carcasa sellada y desde la misma.
12. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 11, caracterizada en que la batería (34) alojada en el interior de la carcasa cerrada herméticamente comprende una batería recargable, y en la que las señales de RF recibidas a través de la bobina de RF proporcionan energía de funcionamiento para recargar la batería recargable.
13. Prótesis de estimulación de tejidos implantable según la reivindicación 10, caracterizada en que la circuitería de la telemetría incluye medios (3) para recibir señales acústicas de control remoto.
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