專利名稱：植入刺激設備的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種可植入刺激設備和一種用于這樣的植入物的刺激方法。
背景技術：
可植入刺激設備幫助提供天生不充分的神經刺激。例如比如耳蝸植入物之類的可植入聽力設備具有定位于耳蝸中用于提供聽力刺激的電極陣列。可植入前庭設備具有在前庭陣列中用于提供平衡刺激的一個或者多個電極陣列。下文關于耳蝸植入物討論電刺激，但是電刺激同樣適用于其它可植入刺激設備。在耳蝸植入物中，在目前可用設備中使用的陣列通常具有數以十計的電極，并且控制對電極、電流和時序的選擇以便引起所需聽力感知。常規耳蝸植入物使用兩個不同類型的刺激也稱為雙極刺激的耳蝸內刺激(在作為刺激電極陣列的耳蝸內電極(ICE)之間)或者也稱為單極刺激的耳蝸外刺激(在ICE與耳蝸外電極(ECE)或者參考電極之間)。在耳蝸內刺激期間，在兩個ICE之間的電流刺激位于其間的神經結構。電流電平必須在閾值電平以上以便刺激神經，從而造成用戶的聽感。當電流在所選ICE之間流動時，刺激位于所選的ICE之間耳蝸區域中的神經。在這一模式中同時或多或少刺激位于兩個ICE之間的所有聽力神經。在圖1中描繪了用于耳蝸內刺激的電流分布的簡化一維圖。可以看出存在用于如下電流的多個路徑，該電流之和是電流源遞送的電流。此圖假設相對均勻電極環境。圖2以簡化形式圖示了耳蝸外刺激的機制。在這一模式中，電流在ICE與ECE之間流動。刺激位于沿著ICE與ECE之間電流路徑的區域中的聽力神經。US2005/0203590公開了同時的單極刺激、也就是在耳蝸植入物的耳蝸外電極與兩個耳蝸內電極之間的同時刺激，該耳蝸植入物給出比依序單極刺激更低的功率消耗。
發明內容
廣而言之，本發明提供如下可植入刺激器設備，該可植入刺激器設備提供在與雙極刺激比較時的減少的功率消耗和在與單極刺激比較時的更佳刺激性能。一種可植入刺激器設備在單極刺激模式中使用比雙極刺激的功率更少的功率，但是如按照將刺激局限于限定的神經群體這樣的能力來定義的刺激或者聽覺性能在使用雙極刺激時更大。這里討論的可植入刺激設備提供如下電路，該電路能夠通過在參考刺激電路中提供刺激電流的第一比例而在陣列刺激電路中提供刺激電流的第二比例來在參考刺激電路中在參考電極與刺激陣列的電極之間(耳蝸外刺激)以及在陣列刺激電路中在刺激陣列的電極之間(耳蝸內刺激)同時刺激。電流源可以供應刺激電流，其中供給參考刺激電路或者陣列刺激電路的刺激電流的比例由阻性電路或者優選為可變阻性電路控制，或者可以控制電流源以向參考刺激電路或者陣列刺激電路直接遞送該比例的刺激電流。
可以提供雙階段刺激或者三階段刺激以提供電荷平衡。一個實施例使用單個電流源來提供如上文描述的刺激，而一個替代實施例使用多個電流源。可植入刺激設備可以是可植入聽力設備(比如耳蝸可植入設備)或者例如前庭刺激設備。
將參照以下附圖描述本發明的示例實施例圖1是耳蝸內刺激的示意圖示；圖2是耳蝸外刺激的示意圖示；圖3圖示了在耳蝸內刺激、耳蝸外刺激、電池壽命和聽覺性能之間的關系；圖4用來控制在電池壽命(功率消耗)與音質之間的優化的用戶界面的示意圖示；圖5是神經結構內的同時耳蝸內和耳蝸外刺激的示意圖示；圖6a圖示了一個實施例在刺激階段一期間的示意電路圖；圖6b圖示了圖6a的實施例在刺激階段二期間的示意電路圖；圖6c圖示了用于測量和控制刺激電流的圖6a的實施方式的示意電路圖；圖7a圖示了第二實施例在刺激階段一期間的示意電路圖；圖7b圖示了第二實施例在刺激階段二期間的示意電路圖；圖7c圖示了第二實施例在刺激階段三期間的示意電路圖；圖7d圖示了第二實施例在幀間間隙期間的示意電路圖；圖是圖示了在階段一期間將脈寬調制應用于另一實施例的示意電路圖；圖8b是圖8a的電路在階段二期間的示意電路圖；圖9a圖示了一個多電流源實施例在刺激階段一期間的示意電路圖；圖9b圖示了一個多電流源實施例在刺激階段二期間的示意電路圖；圖IOa圖示了第二多電流源實施例在刺激階段一期間的示意電路圖；圖IOb圖示了第二多電流源實施例在刺激階段二期間的示意電路圖；圖11圖示了第三多電流源實施例在刺激階段一期間的示意電路圖。
具體實施例方式下文描述用于在耳蝸植入電刺激系統中使用的可植入刺激設備。然而刺激電路和方法可以應用于其中提供電刺激的任何系統，例如混合電和聲刺激系統、前庭刺激系統或者腦干或者其它神經刺激系統。刺激電路和方法可以應用于具有一些植入部件和一些外部部件的系統或者全植入系統。將理解出于說明的目的而描述例子并且公開的特征并非旨在于限制。下文描述的實施例涉及植入系統的電刺激部分。本領域技術人員將熟悉廣泛運用于現有設備中的聲處理、信號處理、電源、數據通信、植入配置和信號處理。描述的實施例可以與這些已知結構中的任何已知結構或者任何其它這樣的結構結合實施，并且相應地將不具體討論它們。類似地，可以使用常規電極和電極陣列或者利用任何其它適當電刺激遞送結構來實施描述的實施例。具有單個電流源的耳蝸植入物可以使用兩種不同類型的刺激耳蝸內刺激(在兩個ICE之間)或者耳蝸外刺激(在ICE與ECE之間)。圖1以簡化形式圖示了在耳蝸內刺激期間引起的電流流量。電流刺激位于ICE之間的聽力神經(細胞)(假如電流大到足以超過閾值)并且由此造成聽力感知。刺激位于兩個ICE之間的一些聽力神經。圖2以簡化形式圖示了耳蝸外刺激機制。在這一模式中，電流在ICE與ECE之間流動。刺激位于ICE與ECE之間電流路徑中的一些聽力神經。一般而言，耳蝸外刺激使用比耳蝸內刺激更少的功率。然而耳蝸外刺激可能引起非所需臉部神經刺激和其它非所需副作用。此外，耳蝸內刺激尤其在與如在W02006/119069 中禾口在“Focused intra-cochlear electric stimulation with phased array channels，，(van den Honert C. ,Kelsall D·，J· Acoustic Soc. Am, June 2007，3703-3716) 中公開的比如集中的耳蝸內刺激這樣的方法一起使用時可以潛在地遞送更佳聽覺性能。根據一個實施例，使用下文將描述的結構來提供同時的耳蝸內和耳蝸外刺激。通過使耳蝸內和耳蝸外刺激能夠同時發生，可以相對于彼此優化聽覺性能和使功率消耗最小這兩個可變功能。參照圖3，示出了電池壽命(功率消耗的相反表示)和聽覺性能的如下圖形，該圖形從圖形的左手側上的僅雙極(耳蝸內)刺激的極端到右手側上的僅單極(耳蝸夕卜)刺激而電流流量在其間逐漸劃分。因而例如圖形的中間將代表耳蝸外刺激的電流流量的50%和雙極刺激的50%。可見聽覺性能2在僅使用耳蝸內刺激時最高，但是電池壽命4 在這一點最低。通過同時選擇耳蝸內刺激和耳蝸外刺激的量，可以基于在充電或者電池更換之間的所需操作時間實現所需聽覺性能水平。將理解具有在用耳蝸植入物適配接受者時出現的如下情形，其中可以通過選擇適當的耳蝸內電流與耳蝸外電流的比率來產生有用權衡。一般而言，具有純耳蝸外電流的刺激(即單極刺激)具有的優點在于它需要更少刺激電流、更少功率并且帶來更長電池壽命。 它具有的缺點在于更可能引起臉部神經刺激并且引起聽覺神經激發的更廣泛擴展，這意味著向接受者遞送的音質更差。具有純耳蝸內電流的刺激具有的優點在于它產生更集中的刺激從而為接受者提供更佳音質的可能性。也更少可能引起臉部神經刺激或者電流在耳蝸以外流動的其它副作用。它具有的缺點在于它需要更多刺激電流和更多功率并且因此縮短電池壽命。這里描述的實施例包括提供用于經由最優地可以例如由臨床醫生在適配前述接受者的過程中控制的軟件或者其它類型的用戶界面變化耳蝸內電流對耳蝸外電流的比率的手段。通過在臨床設置中變化耳蝸內電流對耳蝸外電流的比率，將有可能為每個接受者選擇給出最優性能的比率。例如，如果運用純耳蝸內刺激，則特定接受者具有14小時的電池壽命。通過向刺激中混合小比例的耳蝸外電流，有可能將電池壽命延長至16小時或者全醒日壽命。這可以通過僅用神經激發擴展的少量加寬并且因此少量折衷音質來完成。另一接受者偏好于具有用于刺激的比例大得多的耳蝸外電流，從而可能帶來72小時電池壽命而代價為音質更差。 重要特征在于耳蝸外與耳蝸內電流之比在外部控制之下并且可以在適配接受者時加以調節。在電流適配時段中，這一參數固定(即可以選擇僅有純耳蝸內或者純耳蝸外電流的刺激——而不是二者的混合)。
在另一例子中，臨床醫生可以確定對于特定接受者而言，純耳蝸外刺激所遞送的音質較差并且可以通過混入某一比例的耳蝸內電流來提高。音質隨著耳蝸內電流比例增加上至例如50%而提高，并且在此之后增加耳蝸內流比例不再提高音質。在這一情況下，臨床醫生可以將耳蝸內電流比例最優地設置成50%，從而接受者接收最優音質和實現該音質的最長電池壽命。或者如果相比提高音質而言，接受者希望更長的壽命，則耳蝸內電流比值可以設置成少于50%以便權衡更長電池壽命與減少音質。在另一例子中，臨床醫生確定音質未隨著耳蝸內電流對耳蝸外電流的比率大量變化，因而耳蝸內電流比例將可能為零以便優化接受者的電池壽命。然而如果耳蝸內電流比例減少至比如20%以下，則接受者體驗臉部神經刺激。臨床醫生然后可以將耳蝸內電流比例設置成比如25%以避免臉部神經并且仍然維持接受者的相對低功率消耗。為了變化耳蝸內電流對耳蝸外電流的比率，可以運用例如圖4中所示類型的用戶界面，但是將理解也可以使用任何向用戶提供用于變化耳蝸內電流對耳蝸外電流的比率的手段的方法。在圖4中，用戶可以拖放計算機屏幕上的滑塊標記。用戶將滑塊放置于所需部位，并且計算機讀取位置并且根據滑塊的位置分配耳蝸內電流對耳蝸外電流的比率。如果用戶將滑塊放置于最左側位置，則電流完全為耳蝸內。如果用戶將滑塊完全放置于右側，則電流完全為耳蝸外。如果用戶將滑塊放置于兩個極端之間，則根據滑塊的位置確定耳蝸內電流對耳蝸外電流的比率。可以根據滑塊的位置線性地確定電流的比率。例如，如果滑塊放置于朝左80 %，則耳蝸內電流比例設置成80 %。如果朝左20 %，則比例可以設置成20 % 等。也有可能使用非線性函數或者確定性函數以根據滑塊的位置調節電流之比。例如，如果滑塊放置于朝左80%，則公式或者查找表用來設置耳蝸內電流比例，并且這可以例如造成假如60%的比例。應當理解圖3未必代表實際電池壽命性能或者聽覺性能，而是簡單地圖示在這些變量與單極和雙極刺激之間的關系。在圖5中示出了用于這一方式的電流分布的簡化一維圖。在鼓階(scala tympani) 10的截面內示出了電極陣列20。電極陣列20包括ICEx和ICEY，每個電極連接到向電極遞送刺激的導體(未示出)。也存在耳蝸外電極ECE。神經具體位于鼓階的曲線以內的、大體上表示為40的、包括耳蝸軸和有關結構的區域。應當理解圖5中的表示是簡化表示而未試圖對實際上更復雜并且由耳蝸和周圍結構的解剖所修改的實際電流路徑建模。虛線31代表在電極ICEx與ICEy之間流動的電流。虛線32代表向/從如下耳蝸外電極ECE流動的電流，該ECE在多數情況下將位于這一視圖的平面以外、但是為了易于理解而在圖5中加以示出。現在將討論這一方式在方法和示例電路方面的一種具體實施方式
。這一方式使用同時耳蝸內和耳蝸外刺激，其中使用單個電流源在兩個ICE上以及這些 ICE和ECE之一上同時產生兩階段恒定電流刺激。電流源提供的恒定刺激電流在階段1期間在從ECE與從ICEx到ICEy的流動之間 (如圖5中所示)劃分而在階段2期間在從ICEy到ICEx與ECE的流動之間(在與圖5中所示方向相反的方向上流動的電流)劃分。根據電極的開關配置，可以用三階段脈沖(該三階段脈沖在三個階段內實現電荷平衡)的形式實現另一同時刺激模式如下1.在階段1期間在ICEx與ICEy以及ECE與ICEy之間的同時刺激；
2.在階段2期間同時的在ICEx與ICEy之間的刺激以及在ECE與ICEx之間的刺激；以及3.在階段3期間ICEx和ICEy到ECE。在階段3期間平衡ECE和每個耳蝸內電極遞送的電荷(在階段1期間的ICEy和在階段2期間的ICEx)。在圖6a和圖6b中示出了用于同時耳蝸內和耳蝸外刺激的電路的簡化框圖，該電路具有單個電流源和一個或者多個可編程電阻器。圖6a代表兩階段刺激的階段1而圖6b 代表兩階段刺激的階段2。雙階段電流在這一例子中同時流動于兩個ICE之間以及這些ICE 之一與ECE之間。圖6a和圖6b的元件如下CS是電流源；Vdd是電源干線；ECE是耳蝸外電極；ICEx是耳蝸內電極；ICEy是與ICEx相鄰的耳蝸內電極；Rcpx是與耳蝸內電極ICEx串聯連接的可編程電阻器(阻性電路)；Rcpe是與耳蝸外電極ECE串聯連接的可編程電阻器(阻性電路)；Cb是與耳蝸外電極ECE串聯連接的DC阻隔電容器；Sev和Secs是電源干線和用于ECE的電流源的關聯開關；Sxv和Sxcs是電源干線和用于ICEx的電流源的關聯開關；Syv和Stcs是電源干線和用于ICEy的電流源的關聯開關；Ii是耳蝸內刺激電流；Ie是耳蝸外刺激電流；并且Ics是總刺激電流(Ics = Ii+^并且是電流源輸出電流Ics。應當理解，在這里公開的這一和其它實施例中，術語“開關”用來描述電路中出現的功能而不是意味著物理開關是必需的。例如在集成電路中通常使用晶體管充當開關，并且也設想執行相同或者相似功能的任何其它元件。在圖6a中所示的階段1期間，刺激電流在ECE與耳蝸內ICEx電極(均為中性電極——分別經過^和Sxv連接到Vdd)之間拆分并且從這兩個電極流向另一耳蝸內電極 ICEY(有源電極——經過Sycs開關連接到電流源)，從而產生耳蝸外刺激電路(ECE到ICEy) 和耳蝸內刺激電路(ECE到ICEx)。總刺激電流Ies由耳蝸內電流Ii (在電極ICEx與ICEy之間)和耳蝸外電流U在電極ECE與ICEy之間)構成。總刺激電流Ics是恒定值，也就是說 Ics = Ii+Ie =恒定值。與中性(連接到Vdd)耳蝸內電極ICEx串聯連接的阻性電路(可編程電阻器)RCPX規定了耳蝸內Ii和耳蝸外Ie刺激電流占總刺激電流Ics的比例。在圖6b中所示的階段2期間，耳蝸內ICEx和耳蝸外ECE電極變成有源(經過開關Sxcs和Secs連接到電流源)，并且耳蝸內電極ICEy變得中性(經過Syv開關連接到Vdd)。 耳蝸內Ii和耳蝸外Ie電流改變方向，但是未改變幅度(Ics = I^Ie =恒定值)并且從電極 ICEy流向ICEx和ECE電極。阻性電路的值可以設置成從0(短路)到無窮(開路)以便獲得耳蝸內和耳蝸外刺激電流的適當比值，從而在電池壽命與聽覺性能之間做出適當權衡。可以使用任何適當形式的可控電阻器，從而這樣的電阻器與每個電極關聯。在優選形式中，電阻器制作為用于植入物的IC的部分。刺激電流值由電流源設置并且僅依賴于電流源的參數。耳蝸內Ii和耳蝸外Ie電流的值分別依賴于耳蝸內電流路徑和耳蝸外電流路徑的阻抗。通過使用電流路徑(耳蝸內和/或耳蝸外)中連接的可編程電阻器來實現每個路徑中的電流比例。增加可編程電阻器的值將增加關聯電流路徑的阻抗并且相應地減少經過這一電流路徑的電流流量。由于總電流恒定，所以這又將增加經過另一電流路徑的電流流量。可編程電阻器的極值或者開路將停止經過關聯電流路徑(耳蝸內或者耳蝸外)的電流流量。因此，全刺激電流將僅耳蝸外或者耳蝸內地流動。電阻值和對應電流值I6和Ii的例子如下。耳蝸內刺激Rcpe 二①(開路)，Ie = 0Rcpx = 0(短路)，Ii = Ics耳蝸外刺激Rcpe = 0(短路)，Ie = IcsRcpx 二①(開路)，Ii = 0同時的耳蝸內-耳蝸外刺激Ie+Ii = Ics (恒定值)如果Repx = Rcpe = 0 (短路)，則耳蝸外電流/耳蝸內電流的比率是Iyii = ZiAe其中Ze-是在ECE與ICEy之間的組織阻抗Zi-是在ICEx與ICEy之間的組織阻抗如果Rcpe保持為零(短路)并且Rcpx從零增加它的值，則Ie增加并且Ii減少。如果Rcpx保持為零(短路)并且Rcpe從零增加它的值，則Ii增加并且Ie減少。在另一示例性布置中Rcpe = 0 (短路)，Rcpx =例如 IOk 歐姆Ie >> Ii (IJIi = Ics-恒定值)如果Repe從零增加它的值上至IOk歐姆，并且Rmi從IOk歐姆減少至零，則Ie減少并且Ii增加(而Ie+Ii = Ics-恒定值)。當Rcpx = 0 (短路)，Rcpe = IOk 歐姆時，則Ii >> Ie(IJIi = Ics-恒定值)這一實施例的實施方式的具體優點在于在可以遞送電流的方式上具有很大的靈活性。例如可以同時使用在ICE與ECE的不同組合之間的多于兩個的路徑(例如三個)。 除了雙極刺激之外還有僅使用ICE之間電流的刺激模式。例如三級刺激模式通常涉及到向或者從中心ICE傳遞電流并且同時從或者向在中心電極的任一側上的兩個ICE傳遞相反極性的電流。使用這一例子，兩個ICE中的電流可以被減少某一量，并且相等量的電流可以由 ECE供應以實現與上文針對雙極刺激描述的效果相似的效果。實際上對于任何僅使用ICE 的刺激模式，可以向或者從ECE引入電流流動以實現相似效果。所刺激的ICE無需如上例中所示地相鄰，而是任何兩個、三個或者更多任意ICE可以用于ECE-ICE刺激。可以通過測量在可編程電阻器兩端或者在使用時的電極之間的電壓并且更改可編程電阻器的值提供反饋來監視和控制經過耳蝸外和耳蝸內電流路徑的電流流動。這提供用于更好地控制電流流動的附加控制措施。在圖6c中示出了例子，其中DA是差動放大器，并且CC是控制電路，而且參照圖6a 和圖6b對所有其它元件標號。在可編程電阻器Rcpx(Rcpe)兩端的電壓與分別流過耳蝸內(耳蝸外)電流路徑的 Rcpx(Rcpe)的電流值(幅度)成比例。可編程電阻器Repx(Rere)值的任何改變引起在耳蝸內與耳蝸外電流流量之間的重新分布(電流導引)而兩個電流流量之和(電流源生成的總刺激電流)保持不變(恒定)。在可編程電阻器Rcpx(Rcpe)兩端的電壓由對應差動放大器DAx(Dae)測量并且表明流過耳蝸內(耳蝸外)電流路徑的電流值。響應于來自差動放大器的輸出的控制電路CC可以變化可編程電阻器Rcpx(Rcte)的值以便獲得和/或維持所需耳蝸內和耳蝸外電流流動(所需的電流導引)。圖7a、圖7b、圖7c和圖7d圖示了一個替代實施例。在這一布置中，耳蝸外電極 ECE在階段1和階段2期間經過開關Sev連接到電源干線Vdd而在階段3期間經過開關Secs 連接到電流源。在階段1期間，如圖7a中所示，耳蝸內電流Iil從耳蝸內電極ICEx流向耳蝸外電極ICEy從而產生耳蝸內刺激電路(ICEx到I(Ey)，并且耳蝸外電流Iel從耳蝸外電極ECE流向耳蝸內電極ICEy從而產生耳蝸外刺激電路(ECE到ICEy)。在圖7b中所示的階段2期間，耳蝸內電流Ii2從耳蝸內電極ICEy流向耳蝸內電極 ICEx從而產生耳蝸內刺激電路(ICEx到ICEy)，并且耳蝸外電流Ι 從耳蝸外電極ECE流向耳蝸內電極ICEx從而產生耳蝸外刺激電路(ECE到ICEx)。耳蝸內電極(ICEX，ICEy)在階段 1(Ιη，圖7a)期間遞送的電荷在階段2(Ii2，圖7b)期間被平衡。耳蝸內電流Ii2(階段2)等于耳蝸內電流Iil (階段1A) =Ii2 = Iilo耳蝸外電流Ie2 (階段2)等于耳蝸外電流Iel (階段1) =Ie2 = Iel。在圖7c中所示的階段3期間，耳蝸外電流從耳蝸內電極ICEx(Iex3)和耳蝸內電極 ICEy(Iey3)流向耳蝸外電極ECE從而產生耳蝸外刺激電路(ECE到ICEy和到ICEx)。耳蝸外電極ECE和每個耳蝸內電極(在階段1期間為ICEY而在階段2期間為扣&;圖6&、613)遞送的電荷在階段3(圖6c)期間被平衡。耳蝸外電流Ira3(階段幻等于耳蝸外電流Ie2(階段 2) :Iey3 = I6I 并且 Iex3 = Ie2°在幀間間隙期間，在相繼刺激之間，所有電極短路(連接到Vdd干線)_圖7d。圖和圖8b圖示了與圖6a和圖6b相似的電路，但是其中切換時序由時序電路控制。控制開關，從而協調(同步)電流的遞送時序。在25微秒耳蝸外刺激脈沖期間， 可以施加其間有5 μ S間隙的三個5 μ S耳蝸內刺激脈沖。在耳蝸內刺激脈沖的間隙期間， 僅耳蝸外刺激電流將流動(單極刺激)。在耳蝸內刺激脈沖期間，耳蝸外和耳蝸內刺激電流將同時流動(同時的耳蝸內-耳蝸外刺激)。可以在運用多個電流源的設備中提供同時的耳蝸內和耳蝸外刺激。以與一個電流源的配置相似的方式，可以針對運用可編程電阻器的多個電流源的配置選擇從耳蝸內電極和至少一個耳蝸外電極流動的電流量。
在圖9a和圖9b中描繪了具有兩個電流源(或者一個雙極電流源)的配置，這些電流源用于每個如下電極，該電極同時刺激耳蝸內和耳蝸外，在該配置中Vdd是正電源干線(正極性)Vss是負電源干線(負極性)ICEy是耳蝸內電極Ey+CS、Ey-CS-與ICEy關聯的兩個電流源或者雙極電流源Sy+是將ICEy連接到Vdd電源干線的開關Sy_是將ICEy連接到Vss電源干線的開關Syc+是將ICEy連接到Ey+CS電流源的開關SyC_是將ICEy連接到Ey-CS電流源的開關ICEx是耳蝸內電極EX+CS, Ex-CS-與ICEx關聯的兩個電流源或者雙極電流源Sx+是將ICEx連接到Vdd電源干線的開關Sx_是將ICEx連接到Vss電源干線的開關Sxc+是將ICEx連接到EX+CS電流源的開關SyC_是將ICEx連接到Ex-CS電流源的開關Rcpx是與ICEx串聯連接的可編程電阻器ECE是耳蝸外電極Ee+CS, Ee-CS-與ECE關聯的兩個電流源或者雙極電流源Se+是將ECE連接到Vdd電源干線的開關Se-是將ECE連接到Vss電源干線的開關Sec+是將ECE連接到Ee+CS電流源的開關SeC_是將ECE連接到Ee-CS電流源的開關Rcpe是與ECE串聯連接的可編程電阻器Ii是耳蝸內刺激電流Ie是耳蝸外刺激電流ICSy_ 是 Ey-CS 生成的電流(ICSy_ = IJIe)Icsy+ 是 Ey+CS 生成的電流(ICSy+ = IJIe)在圖9a中所示的階段1期間，有源電極IECy連接到Ey-CS電流源，并且中性電極 ICEx和ECE分別經由可編程電阻器Rmi和Rcpe連接到電源干線Vdd。刺激電流Iesy-是耳蝸內Ii與耳蝸外Ie電流之和。耳蝸內電流Ii經過Sx+開關、可編程電阻器RCPX、ICEx電極、在ICEx與ICEy之間的組織、有源電極ICEY、Syc-開關從電源干線Vdd流向激活的電流源Ey-CS。耳蝸外電流I6經過S6+開關、可編程電阻器Rcpe、ECE電極、在ECE與ICEy之間的組織、有源電極ICEY、Syc-開關從電源干線Vdd流向激活的電流源Ey-CS。在圖9b中所示的階段2期間，有源電極ICEy連接到Ey+CS電流源，并且中性電極 ICEx和ECE分別經由可編程電阻器Rot和Rcpe連接到電源干線Vss。刺激電流Iesy+是耳蝸內Ii與耳蝸外Ie電流之和(ICSy+ = Icsy-)。耳蝸內電流Ii經過Syc+開關、有源電極ICEy、在ICEy與ICEx之間的組織、ICEx電極、可編程電阻器RCPX、Sx-開關從激活的電流源Ey+CS流向電源干線Vss。耳蝸外電流I6經過Syc+開關、有源電極Ι( Υ、在ICEy與ECE之間的組織、ECE電極、 可編程電阻器Rcpe、Se-開關從激活的電流源Ey+CS流向電源干線Vss。對于每個階段，中性電極連接到具有如下極性的電源干線，該極性與有源電極關聯的激活電流源的極性相反。耳蝸內與耳蝸外電流的比率(IiAe)與耳蝸內與耳蝸外電流路徑的電阻的比率互為倒數IiAe= (RCPE+Ze)/(RCPX+Zi)其中Ze-是在ECE與ICEy之間的組織阻抗Zi-是在ICEx與ICEy之間的組織阻抗耳蝸外電流路徑的電阻包括與在ECE與1(&之間的組織阻抗(Z6)串聯連接的可編程電阻器Rcpe°耳蝸內電流路徑的電阻包括與在在ICEx與ICEy之間的組織阻抗(Zi)串聯連接的可編程電阻器Rcpx。因此，圖9a和圖9b的配置允許設備遞送耳蝸內刺激(雙極刺激)、耳蝸外刺激(單極刺激)或者同時的耳蝸內刺激-耳蝸外刺激。設想這些配置內的任何電極組合。同時的耳蝸外和耳蝸內刺激設備可以配置有多個刺激電極和多個電流源，其中每個電極可以(獨立于其它電極)連接到與它關聯的雙極電流源(或者具有相反極性的兩個電流源)或者直接或者經由可編程電阻器連接到每個電源干線。圖IOa和圖IOb描繪了使用兩個(或者多個)有源電極的配置ICEa和IC&是有源耳蝸內電極(它們中的每個電極連接到它的電流源)ICEb是中性耳蝸內電極(連接到電源干線)ECE是中性耳蝸外電極(連接到電源干線)Iea和IEe分別是在ECE與ICEA、ICEc之間的耳蝸外電流流動Iba和Ibc分別是在ICEb與ICEA、ICEc之間的耳蝸內電流流動Ea-CS是與ICEa關聯的激活電流源(圖IOa)Icsa-是Ea-CS生成的電流(圖IOa)Ec-CS是與ICE。關聯的激活電流源(圖IOa)Icsc-是Ec-CS生成的電流(圖IOa)為求簡化，未示出所有開關以及中性電極的電流源。在圖IOa中圖示了階段1。耳蝸外電流Ie從中性耳蝸外電極ECE流向有源耳蝸內電極 ICEa 和 ICEc ； (Ie = IEA+IEC)。耳蝸內電流Ii從中性耳蝸內電極ICEb流向有源耳蝸內電極ICEa和ICEeJli =
Iba+IBC) °耳蝸內與耳蝸外電流的比率(IiAe)與耳蝸內和耳蝸外電流路徑的電阻的比率互為倒數。耳蝸外電流路徑的電阻包括與在ECE與ICEA、ICEc之間的組織阻抗(Z6)串聯連接的可編程電阻器Rcpe。
耳蝸內電流路徑的電阻包括與在ICEb與ICEa、1( 之間的組織阻抗(Zi)串聯連接的可編程電阻器Rcpb。IiZle= (Iba+Ibc)/(Iea+Iec) = (RcPE+Ze)Z(RcPB+Zi)總刺激電流Its是激活的電流源Ea-CS和&-CS生成的電流之和Its = ICsa~+Icsc~ = (Iea+Iba) + (Iec+Ibc)流向有源電極ICEa和ICEc的電流流動的比率實際上是與ICEa和IC&關聯的電流源生成的電流的比率(Iea+Iba)/(Iec+Ibc) = IcsaVIcsc-在圖IOb中所示的階段2 (雙階段刺激的第二階段)中，有源電極以及中性電極的電流源改變極性，從而造成所有電流流動的方向反向。刺激電流(耳蝸內和耳蝸外)改變方向，但是未改變幅度(以便具有電荷平衡的刺激)，用于階段1的上述等式因此對于階段 2而言有效。圖9a、圖％、圖IOa和圖IOb的實施例描述如下刺激電路，在該刺激電路中有多個電流源并且向刺激電路供應的電流由可變電阻電路控制。如圖11中所示又一實施例提供相同效果，但是無需可變電阻電路。圖11除了無任何可變電阻電路或者切換電路并且添加在這一情況下為數字信號處理器DSP的電流控制電路之外，具有與圖9a相同的部件。雖然數字信號處理器在這一例子中用作電流控制電路，但是能夠輸出控制信號 (如果需要則可以從數字轉換成模擬信號)的任何適當微處理器能夠控制電流源的輸出。 例如電流源可以是與恒定電流直接有關的輸入電壓所控制的Howland電流源。注意零輸入電壓將在理想電流源中意味著開路。在實際電路中，這可以足以提供用于開關的替代物。在圖11中用相似標號標記圖9a和圖11中的部件。電流源CS由數字信號處理電路DSP精確控制。在這一情況下，DSP可以包括用于向電流源CS供應模擬控制信號的數模轉換器。通過以這一方式控制電流源，可以在數字信號處理電路中的耳蝸外與耳蝸內刺激電路之間按比例劃分總刺激電流，該數字信號處理電路繼而控制電流源的輸出。這消除對可變電阻的需要并且簡化刺激電路。現在參照圖12，示出了耳蝸植入系統50 ( 一種類型的可植入聽力設備)，該系統具有外部模塊或者語音處理器52、發送天線M、接收器刺激器56和電極陣列58。接收器刺激器56和電極陣列58植入于接受者中而電極陣列58放置于耳蝸60內。電極陣列58具有稱為耳蝸內電極的多個電極62以及至少一個參考和耳蝸外電極64。語音處理器52借助在發送天線M與接收器刺激器56的接收天線之間建立的感應鏈路來與耳蝸植入系統的植入部分通信。處理器52包括非易失性存儲器，該存儲器保持若干不同語音處理和刺激策略程序。接收器刺激器56包含如上文描述的如下電路，該電路用于如處理器52需要的那樣控制向作為耳蝸外電極64或者耳蝸內電極62的刺激電極遞送的電流。以這一方式，將處理器52接收的聲音處理成刺激信號，接收器刺激器56解譯這些刺激信號并且生成在一個或者多個電極62、64之間的刺激電路。如先前參照圖4提到的那樣，臨床醫生可以使用軟件工具來設置耳蝸內與耳蝸外刺激的比率。計算機64使用雙向通信鏈路66來通信。如參照圖4描述的軟件程序傳達應當使用的刺激電流的比率，該比率存儲于處理器52的存儲器中并且用于將來刺激接受者的耳蝸。如上文概述的那樣，特別希望能夠提供耳蝸內電極和耳蝸外電極的同時刺激，從而可以與功率消耗一起管理聽覺性能。以這一方式的同時刺激具有的益處在于它減少與純耳蝸內刺激相比的耳蝸外電流流量。因此，耳蝸內和耳蝸外電極的同時刺激可以減輕可能在純耳蝸外刺激時出現在一些接受者身上的臉部神經刺激。注意US 2005/0203590具體描述與現有技術文獻US 6，600，955有關的電極陣列布置。US 6，600，955將“浮動“電流源用于每個電極，但是無法配置浮動電流源向多個耳蝸內電極提供單極刺激(因為為此，多個電流源必須同時連接到相同耳蝸外電極，這使得它們不再浮動)。US 2005/0203590的”低功率“配置僅考慮關于單極刺激的低功率。也就是說，向電極陣列中的兩個電極的同時單極刺激可以向電極陣列中的單電極提供比單極刺激更低的功率消耗。這里描述的同時刺激方法和電路考慮雙極刺激的刺激性能優點(比如可植入聽力設備中的聽覺性能)以及單極刺激的功率消耗優點。也就是說，它將功率減少至僅單極刺激的功率以下，但是確實減少來自純雙極刺激的功率而又仍然提供雙極刺激的一些益處。將理解設想本發明的多個替代實施方式。
權利要求
1.一種可植入刺激器設備，包括至少一個參考電極；刺激電極陣列；至少一個電流源；以及至少一個電流控制電路，其中所述至少一個電流控制電路控制所述至少一個電流源以向在所述至少一個參考電極與所述陣列中的一個或者多個第一刺激電極之間的參考刺激電路供應預定義刺激電流的第一預定義比例而向在所述電極陣列中的一個或者多個第二刺激電極與所述或者每個第一刺激電極之間的陣列刺激電路供應所述刺激電流的第二預定義比例。
2.根據權利要求1所述的可植入刺激器設備，其中至少一個電流控制電路可操作用于向所述參考刺激電路和所述陣列刺激電路遞送具有第一階段和第二階段的雙階段刺激，所述第一階段為一個極性，而所述第二階段為相反極性。
3.根據權利要求1所述的可植入刺激器設備，其中至少一個電流控制電路可操作用于遞送具有第一階段、第二階段和第三階段的三階段刺激，在所述第一階段中，所述參考刺激電路和所述陣列刺激電路為一個極性，在所述第二階段中，現在在所述至少一個參考電極與一個或者多個第二刺激電極之間的所述參考刺激電路為與所述第一階段相同的極性而所述陣列刺激電路為相反極性，而在第三階段中，現在在所述一個或者多個第一刺激電極與所述一個或者多個第二刺激電極之間的所述參考刺激電路為與所述第一階段相反的極性。
4.根據權利要求1至3中的任一權利要求所述的可植入刺激器設備，其中所述至少一個電流控制電路包括能夠向所述至少一個電流源提供控制信號的微處理器。
5.根據權利要求1至3中的任一權利要求所述的可植入刺激器設備，其中所述至少一個電流控制電路包括阻性電路。
6.根據權利要求5所述的可植入刺激器設備，其中所述阻性電路是可變阻性電路。
7.根據權利要求5或者6所述的可植入刺激器設備，還包括在電壓電源與所述至少一個參考電極、正電壓電源與所述刺激電極陣列、負電壓電源與所述至少一個參考電極以及負電壓電源與所述刺激電極陣列之間的多個開關，所述開關可操作用于實現在所述至少一個參考電極與所述刺激電極陣列的所述刺激電極中的至少一個刺激電極之間以及在所述刺激電極陣列的所述刺激電極中的至少一個刺激電極與所述刺激電極陣列的所述刺激電極中的至少一個其它刺激電極之間的所述雙階段刺激。
8.根據任一前述權利要求所述的可植入刺激器設備，還包括反饋電路，所述反饋電路被布置成直接或者間接測量所述參考刺激電路中的所述刺激電流的比例和所述刺激電路陣列中的所述刺激電流的比例并且向所述控制電路提供所述測量，所述控制電路被布置成作為響應而提供所述刺激電流的比例。
9.根據任一前述權利要求所述的可植入刺激器設備，其中所述至少一個電流源是單個電流源。
10.一種可植入聽力設備，包括如任一前述權利要求所述的可植入刺激器設備，其中所述至少一個參考電極是耳蝸外電極，并且所述刺激電極陣列是耳蝸內刺激電極陣列。
11.一種可植入前庭設備，包括如任一前述權利要求所述的可植入刺激器設備。
12. 一種用于在植入物中提供電刺激的方法，所述植入物包括至少一個參考電極、刺激電極陣列、至少一個電流源、至少一個電流控制電路，所述方法包括以下步驟控制所述至少一個電流源以向在所述至少一個參考電極與所述陣列中的一個或者多個第一刺激電極之間的參考刺激電路遞送預定義刺激電流的第一預定義比例；控制所述至少一個電流源以向在所述電極陣列中的一個或者多個第二刺激電極與所述或者每個第一刺激電極之間的陣列刺激電路遞送預定義刺激電流的第二預定義比例。
全文摘要
公開了一種提供在與雙極刺激相比時的減少功率消耗和在與單極刺激相比時的更佳刺激性能的可植入刺激設備。可植入刺激器設備在單極刺激模式中使用比雙極刺激的功率更少的功率，但是刺激性能在使用雙極刺激時更大。該設備包括能夠在參考電極與刺激陣列的電極之間以及在刺激陣列的電極之間同時刺激的電路，供給參考電極與陣列電極的電流的比率可選擇。
文檔編號H04R25/00GK102573988SQ201080042064
公開日2012年7月11日 申請日期2010年8月3日 優先權日2009年8月3日
發明者E·卡普思利亞, J·帕特里克, K·特桑姆帕齊斯, P·卡特 申請人:耳蝸有限公司