专利名称：植入刺激设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种可植入刺激设备和一种用于这样的植入物的刺激方法。
背景技术：
可植入刺激设备帮助提供天生不充分的神经刺激。例如比如耳蜗植入物之类的可植入听力设备具有定位于耳蜗中用于提供听力刺激的电极阵列。可植入前庭设备具有在前庭阵列中用于提供平衡刺激的一个或者多个电极阵列。下文关于耳蜗植入物讨论电刺激，但是电刺激同样适用于其它可植入刺激设备。在耳蜗植入物中，在目前可用设备中使用的阵列通常具有数以十计的电极，并且控制对电极、电流和时序的选择以便引起所需听力感知。常规耳蜗植入物使用两个不同类型的刺激也称为双极刺激的耳蜗内刺激(在作为刺激电极阵列的耳蜗内电极(ICE)之间)或者也称为单极刺激的耳蜗外刺激(在ICE与耳蜗外电极(ECE)或者参考电极之间)。在耳蜗内刺激期间，在两个ICE之间的电流刺激位于其间的神经结构。电流电平必须在阈值电平以上以便刺激神经，从而造成用户的听感。当电流在所选ICE之间流动时，刺激位于所选的ICE之间耳蜗区域中的神经。在这一模式中同时或多或少刺激位于两个ICE之间的所有听力神经。在图1中描绘了用于耳蜗内刺激的电流分布的简化一维图。可以看出存在用于如下电流的多个路径，该电流之和是电流源递送的电流。此图假设相对均勻电极环境。图2以简化形式图示了耳蜗外刺激的机制。在这一模式中，电流在ICE与ECE之间流动。刺激位于沿着ICE与ECE之间电流路径的区域中的听力神经。US2005/0203590公开了同时的单极刺激、也就是在耳蜗植入物的耳蜗外电极与两个耳蜗内电极之间的同时刺激，该耳蜗植入物给出比依序单极刺激更低的功率消耗。
发明内容
广而言之，本发明提供如下可植入刺激器设备，该可植入刺激器设备提供在与双极刺激比较时的减少的功率消耗和在与单极刺激比较时的更佳刺激性能。一种可植入刺激器设备在单极刺激模式中使用比双极刺激的功率更少的功率，但是如按照将刺激局限于限定的神经群体这样的能力来定义的刺激或者听觉性能在使用双极刺激时更大。这里讨论的可植入刺激设备提供如下电路，该电路能够通过在参考刺激电路中提供刺激电流的第一比例而在阵列刺激电路中提供刺激电流的第二比例来在参考刺激电路中在参考电极与刺激阵列的电极之间(耳蜗外刺激)以及在阵列刺激电路中在刺激阵列的电极之间(耳蜗内刺激)同时刺激。电流源可以供应刺激电流，其中供给参考刺激电路或者阵列刺激电路的刺激电流的比例由阻性电路或者优选为可变阻性电路控制，或者可以控制电流源以向参考刺激电路或者阵列刺激电路直接递送该比例的刺激电流。
可以提供双阶段刺激或者三阶段刺激以提供电荷平衡。一个实施例使用单个电流源来提供如上文描述的刺激，而一个替代实施例使用多个电流源。可植入刺激设备可以是可植入听力设备(比如耳蜗可植入设备)或者例如前庭刺激设备。
将参照以下附图描述本发明的示例实施例图1是耳蜗内刺激的示意图示；图2是耳蜗外刺激的示意图示；图3图示了在耳蜗内刺激、耳蜗外刺激、电池寿命和听觉性能之间的关系；图4用来控制在电池寿命(功率消耗)与音质之间的优化的用户界面的示意图示；图5是神经结构内的同时耳蜗内和耳蜗外刺激的示意图示；图6a图示了一个实施例在刺激阶段一期间的示意电路图；图6b图示了图6a的实施例在刺激阶段二期间的示意电路图；图6c图示了用于测量和控制刺激电流的图6a的实施方式的示意电路图；图7a图示了第二实施例在刺激阶段一期间的示意电路图；图7b图示了第二实施例在刺激阶段二期间的示意电路图；图7c图示了第二实施例在刺激阶段三期间的示意电路图；图7d图示了第二实施例在帧间间隙期间的示意电路图；图是图示了在阶段一期间将脉宽调制应用于另一实施例的示意电路图；图8b是图8a的电路在阶段二期间的示意电路图；图9a图示了一个多电流源实施例在刺激阶段一期间的示意电路图；图9b图示了一个多电流源实施例在刺激阶段二期间的示意电路图；图IOa图示了第二多电流源实施例在刺激阶段一期间的示意电路图；图IOb图示了第二多电流源实施例在刺激阶段二期间的示意电路图；图11图示了第三多电流源实施例在刺激阶段一期间的示意电路图。
具体实施例方式下文描述用于在耳蜗植入电刺激系统中使用的可植入刺激设备。然而刺激电路和方法可以应用于其中提供电刺激的任何系统，例如混合电和声刺激系统、前庭刺激系统或者脑干或者其它神经刺激系统。刺激电路和方法可以应用于具有一些植入部件和一些外部部件的系统或者全植入系统。将理解出于说明的目的而描述例子并且公开的特征并非旨在于限制。下文描述的实施例涉及植入系统的电刺激部分。本领域技术人员将熟悉广泛运用于现有设备中的声处理、信号处理、电源、数据通信、植入配置和信号处理。描述的实施例可以与这些已知结构中的任何已知结构或者任何其它这样的结构结合实施，并且相应地将不具体讨论它们。类似地，可以使用常规电极和电极阵列或者利用任何其它适当电刺激递送结构来实施描述的实施例。具有单个电流源的耳蜗植入物可以使用两种不同类型的刺激耳蜗内刺激(在两个ICE之间)或者耳蜗外刺激(在ICE与ECE之间)。图1以简化形式图示了在耳蜗内刺激期间引起的电流流量。电流刺激位于ICE之间的听力神经(细胞)(假如电流大到足以超过阈值)并且由此造成听力感知。刺激位于两个ICE之间的一些听力神经。图2以简化形式图示了耳蜗外刺激机制。在这一模式中，电流在ICE与ECE之间流动。刺激位于ICE与ECE之间电流路径中的一些听力神经。一般而言，耳蜗外刺激使用比耳蜗内刺激更少的功率。然而耳蜗外刺激可能引起非所需脸部神经刺激和其它非所需副作用。此外，耳蜗内刺激尤其在与如在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) 中公开的比如集中的耳蜗内刺激这样的方法一起使用时可以潜在地递送更佳听觉性能。根据一个实施例，使用下文将描述的结构来提供同时的耳蜗内和耳蜗外刺激。通过使耳蜗内和耳蜗外刺激能够同时发生，可以相对于彼此优化听觉性能和使功率消耗最小这两个可变功能。参照图3，示出了电池寿命(功率消耗的相反表示)和听觉性能的如下图形，该图形从图形的左手侧上的仅双极(耳蜗内)刺激的极端到右手侧上的仅单极(耳蜗夕卜)刺激而电流流量在其间逐渐划分。因而例如图形的中间将代表耳蜗外刺激的电流流量的50%和双极刺激的50%。可见听觉性能2在仅使用耳蜗内刺激时最高，但是电池寿命4 在这一点最低。通过同时选择耳蜗内刺激和耳蜗外刺激的量，可以基于在充电或者电池更换之间的所需操作时间实现所需听觉性能水平。将理解具有在用耳蜗植入物适配接受者时出现的如下情形，其中可以通过选择适当的耳蜗内电流与耳蜗外电流的比率来产生有用权衡。一般而言，具有纯耳蜗外电流的刺激(即单极刺激)具有的优点在于它需要更少刺激电流、更少功率并且带来更长电池寿命。 它具有的缺点在于更可能引起脸部神经刺激并且引起听觉神经激发的更广泛扩展，这意味着向接受者递送的音质更差。具有纯耳蜗内电流的刺激具有的优点在于它产生更集中的刺激从而为接受者提供更佳音质的可能性。也更少可能引起脸部神经刺激或者电流在耳蜗以外流动的其它副作用。它具有的缺点在于它需要更多刺激电流和更多功率并且因此缩短电池寿命。这里描述的实施例包括提供用于经由最优地可以例如由临床医生在适配前述接受者的过程中控制的软件或者其它类型的用户界面变化耳蜗内电流对耳蜗外电流的比率的手段。通过在临床设置中变化耳蜗内电流对耳蜗外电流的比率，将有可能为每个接受者选择给出最优性能的比率。例如，如果运用纯耳蜗内刺激，则特定接受者具有14小时的电池寿命。通过向刺激中混合小比例的耳蜗外电流，有可能将电池寿命延长至16小时或者全醒日寿命。这可以通过仅用神经激发扩展的少量加宽并且因此少量折衷音质来完成。另一接受者偏好于具有用于刺激的比例大得多的耳蜗外电流，从而可能带来72小时电池寿命而代价为音质更差。 重要特征在于耳蜗外与耳蜗内电流之比在外部控制之下并且可以在适配接受者时加以调节。在电流适配时段中，这一参数固定(即可以选择仅有纯耳蜗内或者纯耳蜗外电流的刺激——而不是二者的混合)。
在另一例子中，临床医生可以确定对于特定接受者而言，纯耳蜗外刺激所递送的音质较差并且可以通过混入某一比例的耳蜗内电流来提高。音质随着耳蜗内电流比例增加上至例如50%而提高，并且在此之后增加耳蜗内流比例不再提高音质。在这一情况下，临床医生可以将耳蜗内电流比例最优地设置成50%，从而接受者接收最优音质和实现该音质的最长电池寿命。或者如果相比提高音质而言，接受者希望更长的寿命，则耳蜗内电流比值可以设置成少于50%以便权衡更长电池寿命与减少音质。在另一例子中，临床医生确定音质未随着耳蜗内电流对耳蜗外电流的比率大量变化，因而耳蜗内电流比例将可能为零以便优化接受者的电池寿命。然而如果耳蜗内电流比例减少至比如20%以下，则接受者体验脸部神经刺激。临床医生然后可以将耳蜗内电流比例设置成比如25%以避免脸部神经并且仍然维持接受者的相对低功率消耗。为了变化耳蜗内电流对耳蜗外电流的比率，可以运用例如图4中所示类型的用户界面，但是将理解也可以使用任何向用户提供用于变化耳蜗内电流对耳蜗外电流的比率的手段的方法。在图4中，用户可以拖放计算机屏幕上的滑块标记。用户将滑块放置于所需部位，并且计算机读取位置并且根据滑块的位置分配耳蜗内电流对耳蜗外电流的比率。如果用户将滑块放置于最左侧位置，则电流完全为耳蜗内。如果用户将滑块完全放置于右侧，则电流完全为耳蜗外。如果用户将滑块放置于两个极端之间，则根据滑块的位置确定耳蜗内电流对耳蜗外电流的比率。可以根据滑块的位置线性地确定电流的比率。例如，如果滑块放置于朝左80 %，则耳蜗内电流比例设置成80 %。如果朝左20 %，则比例可以设置成20 % 等。也有可能使用非线性函数或者确定性函数以根据滑块的位置调节电流之比。例如，如果滑块放置于朝左80%，则公式或者查找表用来设置耳蜗内电流比例，并且这可以例如造成假如60%的比例。应当理解图3未必代表实际电池寿命性能或者听觉性能，而是简单地图示在这些变量与单极和双极刺激之间的关系。在图5中示出了用于这一方式的电流分布的简化一维图。在鼓阶(scala tympani) 10的截面内示出了电极阵列20。电极阵列20包括ICEx和ICEY，每个电极连接到向电极递送刺激的导体(未示出)。也存在耳蜗外电极ECE。神经具体位于鼓阶的曲线以内的、大体上表示为40的、包括耳蜗轴和有关结构的区域。应当理解图5中的表示是简化表示而未试图对实际上更复杂并且由耳蜗和周围结构的解剖所修改的实际电流路径建模。虚线31代表在电极ICEx与ICEy之间流动的电流。虚线32代表向/从如下耳蜗外电极ECE流动的电流，该ECE在多数情况下将位于这一视图的平面以外、但是为了易于理解而在图5中加以示出。现在将讨论这一方式在方法和示例电路方面的一种具体实施方式
。这一方式使用同时耳蜗内和耳蜗外刺激，其中使用单个电流源在两个ICE上以及这些 ICE和ECE之一上同时产生两阶段恒定电流刺激。电流源提供的恒定刺激电流在阶段1期间在从ECE与从ICEx到ICEy的流动之间 (如图5中所示)划分而在阶段2期间在从ICEy到ICEx与ECE的流动之间(在与图5中所示方向相反的方向上流动的电流)划分。根据电极的开关配置，可以用三阶段脉冲(该三阶段脉冲在三个阶段内实现电荷平衡)的形式实现另一同时刺激模式如下1.在阶段1期间在ICEx与ICEy以及ECE与ICEy之间的同时刺激；
2.在阶段2期间同时的在ICEx与ICEy之间的刺激以及在ECE与ICEx之间的刺激；以及3.在阶段3期间ICEx和ICEy到ECE。在阶段3期间平衡ECE和每个耳蜗内电极递送的电荷(在阶段1期间的ICEy和在阶段2期间的ICEx)。在图6a和图6b中示出了用于同时耳蜗内和耳蜗外刺激的电路的简化框图，该电路具有单个电流源和一个或者多个可编程电阻器。图6a代表两阶段刺激的阶段1而图6b 代表两阶段刺激的阶段2。双阶段电流在这一例子中同时流动于两个ICE之间以及这些ICE 之一与ECE之间。图6a和图6b的元件如下CS是电流源；Vdd是电源干线；ECE是耳蜗外电极；ICEx是耳蜗内电极；ICEy是与ICEx相邻的耳蜗内电极；Rcpx是与耳蜗内电极ICEx串联连接的可编程电阻器(阻性电路)；Rcpe是与耳蜗外电极ECE串联连接的可编程电阻器(阻性电路)；Cb是与耳蜗外电极ECE串联连接的DC阻隔电容器；Sev和Secs是电源干线和用于ECE的电流源的关联开关；Sxv和Sxcs是电源干线和用于ICEx的电流源的关联开关；Syv和Stcs是电源干线和用于ICEy的电流源的关联开关；Ii是耳蜗内刺激电流；Ie是耳蜗外刺激电流；并且Ics是总刺激电流(Ics = Ii+^并且是电流源输出电流Ics。应当理解，在这里公开的这一和其它实施例中，术语“开关”用来描述电路中出现的功能而不是意味着物理开关是必需的。例如在集成电路中通常使用晶体管充当开关，并且也设想执行相同或者相似功能的任何其它元件。在图6a中所示的阶段1期间，刺激电流在ECE与耳蜗内ICEx电极(均为中性电极——分别经过^和Sxv连接到Vdd)之间拆分并且从这两个电极流向另一耳蜗内电极 ICEY(有源电极——经过Sycs开关连接到电流源)，从而产生耳蜗外刺激电路(ECE到ICEy) 和耳蜗内刺激电路(ECE到ICEx)。总刺激电流Ies由耳蜗内电流Ii (在电极ICEx与ICEy之间)和耳蜗外电流U在电极ECE与ICEy之间)构成。总刺激电流Ics是恒定值，也就是说 Ics = Ii+Ie =恒定值。与中性(连接到Vdd)耳蜗内电极ICEx串联连接的阻性电路(可编程电阻器)RCPX规定了耳蜗内Ii和耳蜗外Ie刺激电流占总刺激电流Ics的比例。在图6b中所示的阶段2期间，耳蜗内ICEx和耳蜗外ECE电极变成有源(经过开关Sxcs和Secs连接到电流源)，并且耳蜗内电极ICEy变得中性(经过Syv开关连接到Vdd)。 耳蜗内Ii和耳蜗外Ie电流改变方向，但是未改变幅度(Ics = I^Ie =恒定值)并且从电极 ICEy流向ICEx和ECE电极。阻性电路的值可以设置成从0(短路)到无穷(开路)以便获得耳蜗内和耳蜗外刺激电流的适当比值，从而在电池寿命与听觉性能之间做出适当权衡。可以使用任何适当形式的可控电阻器，从而这样的电阻器与每个电极关联。在优选形式中，电阻器制作为用于植入物的IC的部分。刺激电流值由电流源设置并且仅依赖于电流源的参数。耳蜗内Ii和耳蜗外Ie电流的值分别依赖于耳蜗内电流路径和耳蜗外电流路径的阻抗。通过使用电流路径(耳蜗内和/或耳蜗外)中连接的可编程电阻器来实现每个路径中的电流比例。增加可编程电阻器的值将增加关联电流路径的阻抗并且相应地减少经过这一电流路径的电流流量。由于总电流恒定，所以这又将增加经过另一电流路径的电流流量。可编程电阻器的极值或者开路将停止经过关联电流路径(耳蜗内或者耳蜗外)的电流流量。因此，全刺激电流将仅耳蜗外或者耳蜗内地流动。电阻值和对应电流值I6和Ii的例子如下。耳蜗内刺激Rcpe 二①(开路)，Ie = 0Rcpx = 0(短路)，Ii = Ics耳蜗外刺激Rcpe = 0(短路)，Ie = IcsRcpx 二①(开路)，Ii = 0同时的耳蜗内-耳蜗外刺激Ie+Ii = Ics (恒定值)如果Repx = Rcpe = 0 (短路)，则耳蜗外电流/耳蜗内电流的比率是Iyii = ZiAe其中Ze-是在ECE与ICEy之间的组织阻抗Zi-是在ICEx与ICEy之间的组织阻抗如果Rcpe保持为零(短路)并且Rcpx从零增加它的值，则Ie增加并且Ii减少。如果Rcpx保持为零(短路)并且Rcpe从零增加它的值，则Ii增加并且Ie减少。在另一示例性布置中Rcpe = 0 (短路)，Rcpx =例如 IOk 欧姆Ie >> Ii (IJIi = Ics-恒定值)如果Repe从零增加它的值上至IOk欧姆，并且Rmi从IOk欧姆减少至零，则Ie减少并且Ii增加(而Ie+Ii = Ics-恒定值)。当Rcpx = 0 (短路)，Rcpe = IOk 欧姆时，则Ii >> Ie(IJIi = Ics-恒定值)这一实施例的实施方式的具体优点在于在可以递送电流的方式上具有很大的灵活性。例如可以同时使用在ICE与ECE的不同组合之间的多于两个的路径(例如三个)。 除了双极刺激之外还有仅使用ICE之间电流的刺激模式。例如三级刺激模式通常涉及到向或者从中心ICE传递电流并且同时从或者向在中心电极的任一侧上的两个ICE传递相反极性的电流。使用这一例子，两个ICE中的电流可以被减少某一量，并且相等量的电流可以由 ECE供应以实现与上文针对双极刺激描述的效果相似的效果。实际上对于任何仅使用ICE 的刺激模式，可以向或者从ECE引入电流流动以实现相似效果。所刺激的ICE无需如上例中所示地相邻，而是任何两个、三个或者更多任意ICE可以用于ECE-ICE刺激。可以通过测量在可编程电阻器两端或者在使用时的电极之间的电压并且更改可编程电阻器的值提供反馈来监视和控制经过耳蜗外和耳蜗内电流路径的电流流动。这提供用于更好地控制电流流动的附加控制措施。在图6c中示出了例子，其中DA是差动放大器，并且CC是控制电路，而且参照图6a 和图6b对所有其它元件标号。在可编程电阻器Rcpx(Rcpe)两端的电压与分别流过耳蜗内(耳蜗外)电流路径的 Rcpx(Rcpe)的电流值(幅度)成比例。可编程电阻器Repx(Rere)值的任何改变引起在耳蜗内与耳蜗外电流流量之间的重新分布(电流导引)而两个电流流量之和(电流源生成的总刺激电流)保持不变(恒定)。在可编程电阻器Rcpx(Rcpe)两端的电压由对应差动放大器DAx(Dae)测量并且表明流过耳蜗内(耳蜗外)电流路径的电流值。响应于来自差动放大器的输出的控制电路CC可以变化可编程电阻器Rcpx(Rcte)的值以便获得和/或维持所需耳蜗内和耳蜗外电流流动(所需的电流导引)。图7a、图7b、图7c和图7d图示了一个替代实施例。在这一布置中，耳蜗外电极 ECE在阶段1和阶段2期间经过开关Sev连接到电源干线Vdd而在阶段3期间经过开关Secs 连接到电流源。在阶段1期间，如图7a中所示，耳蜗内电流Iil从耳蜗内电极ICEx流向耳蜗外电极ICEy从而产生耳蜗内刺激电路(ICEx到I(Ey)，并且耳蜗外电流Iel从耳蜗外电极ECE流向耳蜗内电极ICEy从而产生耳蜗外刺激电路(ECE到ICEy)。在图7b中所示的阶段2期间，耳蜗内电流Ii2从耳蜗内电极ICEy流向耳蜗内电极 ICEx从而产生耳蜗内刺激电路(ICEx到ICEy)，并且耳蜗外电流Ι 从耳蜗外电极ECE流向耳蜗内电极ICEx从而产生耳蜗外刺激电路(ECE到ICEx)。耳蜗内电极(ICEX，ICEy)在阶段 1(Ιη，图7a)期间递送的电荷在阶段2(Ii2，图7b)期间被平衡。耳蜗内电流Ii2(阶段2)等于耳蜗内电流Iil (阶段1A) =Ii2 = Iilo耳蜗外电流Ie2 (阶段2)等于耳蜗外电流Iel (阶段1) =Ie2 = Iel。在图7c中所示的阶段3期间，耳蜗外电流从耳蜗内电极ICEx(Iex3)和耳蜗内电极 ICEy(Iey3)流向耳蜗外电极ECE从而产生耳蜗外刺激电路(ECE到ICEy和到ICEx)。耳蜗外电极ECE和每个耳蜗内电极(在阶段1期间为ICEY而在阶段2期间为扣&;图6&、613)递送的电荷在阶段3(图6c)期间被平衡。耳蜗外电流Ira3(阶段幻等于耳蜗外电流Ie2(阶段 2) :Iey3 = I6I 并且 Iex3 = Ie2°在帧间间隙期间，在相继刺激之间，所有电极短路(连接到Vdd干线)_图7d。图和图8b图示了与图6a和图6b相似的电路，但是其中切换时序由时序电路控制。控制开关，从而协调(同步)电流的递送时序。在25微秒耳蜗外刺激脉冲期间， 可以施加其间有5 μ S间隙的三个5 μ S耳蜗内刺激脉冲。在耳蜗内刺激脉冲的间隙期间， 仅耳蜗外刺激电流将流动(单极刺激)。在耳蜗内刺激脉冲期间，耳蜗外和耳蜗内刺激电流将同时流动(同时的耳蜗内-耳蜗外刺激)。可以在运用多个电流源的设备中提供同时的耳蜗内和耳蜗外刺激。以与一个电流源的配置相似的方式，可以针对运用可编程电阻器的多个电流源的配置选择从耳蜗内电极和至少一个耳蜗外电极流动的电流量。
在图9a和图9b中描绘了具有两个电流源(或者一个双极电流源)的配置，这些电流源用于每个如下电极，该电极同时刺激耳蜗内和耳蜗外，在该配置中Vdd是正电源干线(正极性)Vss是负电源干线(负极性)ICEy是耳蜗内电极Ey+CS、Ey-CS-与ICEy关联的两个电流源或者双极电流源Sy+是将ICEy连接到Vdd电源干线的开关Sy_是将ICEy连接到Vss电源干线的开关Syc+是将ICEy连接到Ey+CS电流源的开关SyC_是将ICEy连接到Ey-CS电流源的开关ICEx是耳蜗内电极EX+CS, Ex-CS-与ICEx关联的两个电流源或者双极电流源Sx+是将ICEx连接到Vdd电源干线的开关Sx_是将ICEx连接到Vss电源干线的开关Sxc+是将ICEx连接到EX+CS电流源的开关SyC_是将ICEx连接到Ex-CS电流源的开关Rcpx是与ICEx串联连接的可编程电阻器ECE是耳蜗外电极Ee+CS, Ee-CS-与ECE关联的两个电流源或者双极电流源Se+是将ECE连接到Vdd电源干线的开关Se-是将ECE连接到Vss电源干线的开关Sec+是将ECE连接到Ee+CS电流源的开关SeC_是将ECE连接到Ee-CS电流源的开关Rcpe是与ECE串联连接的可编程电阻器Ii是耳蜗内刺激电流Ie是耳蜗外刺激电流ICSy_ 是 Ey-CS 生成的电流(ICSy_ = IJIe)Icsy+ 是 Ey+CS 生成的电流(ICSy+ = IJIe)在图9a中所示的阶段1期间，有源电极IECy连接到Ey-CS电流源，并且中性电极 ICEx和ECE分别经由可编程电阻器Rmi和Rcpe连接到电源干线Vdd。刺激电流Iesy-是耳蜗内Ii与耳蜗外Ie电流之和。耳蜗内电流Ii经过Sx+开关、可编程电阻器RCPX、ICEx电极、在ICEx与ICEy之间的组织、有源电极ICEY、Syc-开关从电源干线Vdd流向激活的电流源Ey-CS。耳蜗外电流I6经过S6+开关、可编程电阻器Rcpe、ECE电极、在ECE与ICEy之间的组织、有源电极ICEY、Syc-开关从电源干线Vdd流向激活的电流源Ey-CS。在图9b中所示的阶段2期间，有源电极ICEy连接到Ey+CS电流源，并且中性电极 ICEx和ECE分别经由可编程电阻器Rot和Rcpe连接到电源干线Vss。刺激电流Iesy+是耳蜗内Ii与耳蜗外Ie电流之和(ICSy+ = Icsy-)。耳蜗内电流Ii经过Syc+开关、有源电极ICEy、在ICEy与ICEx之间的组织、ICEx电极、可编程电阻器RCPX、Sx-开关从激活的电流源Ey+CS流向电源干线Vss。耳蜗外电流I6经过Syc+开关、有源电极Ι( Υ、在ICEy与ECE之间的组织、ECE电极、 可编程电阻器Rcpe、Se-开关从激活的电流源Ey+CS流向电源干线Vss。对于每个阶段，中性电极连接到具有如下极性的电源干线，该极性与有源电极关联的激活电流源的极性相反。耳蜗内与耳蜗外电流的比率(IiAe)与耳蜗内与耳蜗外电流路径的电阻的比率互为倒数IiAe= (RCPE+Ze)/(RCPX+Zi)其中Ze-是在ECE与ICEy之间的组织阻抗Zi-是在ICEx与ICEy之间的组织阻抗耳蜗外电流路径的电阻包括与在ECE与1(&之间的组织阻抗(Z6)串联连接的可编程电阻器Rcpe°耳蜗内电流路径的电阻包括与在在ICEx与ICEy之间的组织阻抗(Zi)串联连接的可编程电阻器Rcpx。因此，图9a和图9b的配置允许设备递送耳蜗内刺激(双极刺激)、耳蜗外刺激(单极刺激)或者同时的耳蜗内刺激-耳蜗外刺激。设想这些配置内的任何电极组合。同时的耳蜗外和耳蜗内刺激设备可以配置有多个刺激电极和多个电流源，其中每个电极可以(独立于其它电极)连接到与它关联的双极电流源(或者具有相反极性的两个电流源)或者直接或者经由可编程电阻器连接到每个电源干线。图IOa和图IOb描绘了使用两个(或者多个)有源电极的配置ICEa和IC&是有源耳蜗内电极(它们中的每个电极连接到它的电流源)ICEb是中性耳蜗内电极(连接到电源干线)ECE是中性耳蜗外电极(连接到电源干线)Iea和IEe分别是在ECE与ICEA、ICEc之间的耳蜗外电流流动Iba和Ibc分别是在ICEb与ICEA、ICEc之间的耳蜗内电流流动Ea-CS是与ICEa关联的激活电流源(图IOa)Icsa-是Ea-CS生成的电流(图IOa)Ec-CS是与ICE。关联的激活电流源(图IOa)Icsc-是Ec-CS生成的电流(图IOa)为求简化，未示出所有开关以及中性电极的电流源。在图IOa中图示了阶段1。耳蜗外电流Ie从中性耳蜗外电极ECE流向有源耳蜗内电极 ICEa 和 ICEc ； (Ie = IEA+IEC)。耳蜗内电流Ii从中性耳蜗内电极ICEb流向有源耳蜗内电极ICEa和ICEeJli =
Iba+IBC) °耳蜗内与耳蜗外电流的比率(IiAe)与耳蜗内和耳蜗外电流路径的电阻的比率互为倒数。耳蜗外电流路径的电阻包括与在ECE与ICEA、ICEc之间的组织阻抗(Z6)串联连接的可编程电阻器Rcpe。
耳蜗内电流路径的电阻包括与在ICEb与ICEa、1( 之间的组织阻抗(Zi)串联连接的可编程电阻器Rcpb。IiZle= (Iba+Ibc)/(Iea+Iec) = (RcPE+Ze)Z(RcPB+Zi)总刺激电流Its是激活的电流源Ea-CS和&-CS生成的电流之和Its = ICsa~+Icsc~ = (Iea+Iba) + (Iec+Ibc)流向有源电极ICEa和ICEc的电流流动的比率实际上是与ICEa和IC&关联的电流源生成的电流的比率(Iea+Iba)/(Iec+Ibc) = IcsaVIcsc-在图IOb中所示的阶段2 (双阶段刺激的第二阶段)中，有源电极以及中性电极的电流源改变极性，从而造成所有电流流动的方向反向。刺激电流(耳蜗内和耳蜗外)改变方向，但是未改变幅度(以便具有电荷平衡的刺激)，用于阶段1的上述等式因此对于阶段 2而言有效。图9a、图％、图IOa和图IOb的实施例描述如下刺激电路，在该刺激电路中有多个电流源并且向刺激电路供应的电流由可变电阻电路控制。如图11中所示又一实施例提供相同效果，但是无需可变电阻电路。图11除了无任何可变电阻电路或者切换电路并且添加在这一情况下为数字信号处理器DSP的电流控制电路之外，具有与图9a相同的部件。虽然数字信号处理器在这一例子中用作电流控制电路，但是能够输出控制信号 (如果需要则可以从数字转换成模拟信号)的任何适当微处理器能够控制电流源的输出。 例如电流源可以是与恒定电流直接有关的输入电压所控制的Howland电流源。注意零输入电压将在理想电流源中意味着开路。在实际电路中，这可以足以提供用于开关的替代物。在图11中用相似标号标记图9a和图11中的部件。电流源CS由数字信号处理电路DSP精确控制。在这一情况下，DSP可以包括用于向电流源CS供应模拟控制信号的数模转换器。通过以这一方式控制电流源，可以在数字信号处理电路中的耳蜗外与耳蜗内刺激电路之间按比例划分总刺激电流，该数字信号处理电路继而控制电流源的输出。这消除对可变电阻的需要并且简化刺激电路。现在参照图12，示出了耳蜗植入系统50 ( 一种类型的可植入听力设备)，该系统具有外部模块或者语音处理器52、发送天线M、接收器刺激器56和电极阵列58。接收器刺激器56和电极阵列58植入于接受者中而电极阵列58放置于耳蜗60内。电极阵列58具有称为耳蜗内电极的多个电极62以及至少一个参考和耳蜗外电极64。语音处理器52借助在发送天线M与接收器刺激器56的接收天线之间建立的感应链路来与耳蜗植入系统的植入部分通信。处理器52包括非易失性存储器，该存储器保持若干不同语音处理和刺激策略程序。接收器刺激器56包含如上文描述的如下电路，该电路用于如处理器52需要的那样控制向作为耳蜗外电极64或者耳蜗内电极62的刺激电极递送的电流。以这一方式，将处理器52接收的声音处理成刺激信号，接收器刺激器56解译这些刺激信号并且生成在一个或者多个电极62、64之间的刺激电路。如先前参照图4提到的那样，临床医生可以使用软件工具来设置耳蜗内与耳蜗外刺激的比率。计算机64使用双向通信链路66来通信。如参照图4描述的软件程序传达应当使用的刺激电流的比率，该比率存储于处理器52的存储器中并且用于将来刺激接受者的耳蜗。如上文概述的那样，特别希望能够提供耳蜗内电极和耳蜗外电极的同时刺激，从而可以与功率消耗一起管理听觉性能。以这一方式的同时刺激具有的益处在于它减少与纯耳蜗内刺激相比的耳蜗外电流流量。因此，耳蜗内和耳蜗外电极的同时刺激可以减轻可能在纯耳蜗外刺激时出现在一些接受者身上的脸部神经刺激。注意US 2005/0203590具体描述与现有技术文献US 6，600，955有关的电极阵列布置。US 6，600，955将“浮动“电流源用于每个电极，但是无法配置浮动电流源向多个耳蜗内电极提供单极刺激(因为为此，多个电流源必须同时连接到相同耳蜗外电极，这使得它们不再浮动)。US 2005/0203590的”低功率“配置仅考虑关于单极刺激的低功率。也就是说，向电极阵列中的两个电极的同时单极刺激可以向电极阵列中的单电极提供比单极刺激更低的功率消耗。这里描述的同时刺激方法和电路考虑双极刺激的刺激性能优点(比如可植入听力设备中的听觉性能)以及单极刺激的功率消耗优点。也就是说，它将功率减少至仅单极刺激的功率以下，但是确实减少来自纯双极刺激的功率而又仍然提供双极刺激的一些益处。将理解设想本发明的多个替代实施方式。
权利要求
1.一种可植入刺激器设备，包括至少一个参考电极；刺激电极阵列；至少一个电流源；以及至少一个电流控制电路，其中所述至少一个电流控制电路控制所述至少一个电流源以向在所述至少一个参考电极与所述阵列中的一个或者多个第一刺激电极之间的参考刺激电路供应预定义刺激电流的第一预定义比例而向在所述电极阵列中的一个或者多个第二刺激电极与所述或者每个第一刺激电极之间的阵列刺激电路供应所述刺激电流的第二预定义比例。
2.根据权利要求1所述的可植入刺激器设备，其中至少一个电流控制电路可操作用于向所述参考刺激电路和所述阵列刺激电路递送具有第一阶段和第二阶段的双阶段刺激，所述第一阶段为一个极性，而所述第二阶段为相反极性。
3.根据权利要求1所述的可植入刺激器设备，其中至少一个电流控制电路可操作用于递送具有第一阶段、第二阶段和第三阶段的三阶段刺激，在所述第一阶段中，所述参考刺激电路和所述阵列刺激电路为一个极性，在所述第二阶段中，现在在所述至少一个参考电极与一个或者多个第二刺激电极之间的所述参考刺激电路为与所述第一阶段相同的极性而所述阵列刺激电路为相反极性，而在第三阶段中，现在在所述一个或者多个第一刺激电极与所述一个或者多个第二刺激电极之间的所述参考刺激电路为与所述第一阶段相反的极性。
4.根据权利要求1至3中的任一权利要求所述的可植入刺激器设备，其中所述至少一个电流控制电路包括能够向所述至少一个电流源提供控制信号的微处理器。
5.根据权利要求1至3中的任一权利要求所述的可植入刺激器设备，其中所述至少一个电流控制电路包括阻性电路。
6.根据权利要求5所述的可植入刺激器设备，其中所述阻性电路是可变阻性电路。
7.根据权利要求5或者6所述的可植入刺激器设备，还包括在电压电源与所述至少一个参考电极、正电压电源与所述刺激电极阵列、负电压电源与所述至少一个参考电极以及负电压电源与所述刺激电极阵列之间的多个开关，所述开关可操作用于实现在所述至少一个参考电极与所述刺激电极阵列的所述刺激电极中的至少一个刺激电极之间以及在所述刺激电极阵列的所述刺激电极中的至少一个刺激电极与所述刺激电极阵列的所述刺激电极中的至少一个其它刺激电极之间的所述双阶段刺激。
8.根据任一前述权利要求所述的可植入刺激器设备，还包括反馈电路，所述反馈电路被布置成直接或者间接测量所述参考刺激电路中的所述刺激电流的比例和所述刺激电路阵列中的所述刺激电流的比例并且向所述控制电路提供所述测量，所述控制电路被布置成作为响应而提供所述刺激电流的比例。
9.根据任一前述权利要求所述的可植入刺激器设备，其中所述至少一个电流源是单个电流源。
10.一种可植入听力设备，包括如任一前述权利要求所述的可植入刺激器设备，其中所述至少一个参考电极是耳蜗外电极，并且所述刺激电极阵列是耳蜗内刺激电极阵列。
11.一种可植入前庭设备，包括如任一前述权利要求所述的可植入刺激器设备。
12. 一种用于在植入物中提供电刺激的方法，所述植入物包括至少一个参考电极、刺激电极阵列、至少一个电流源、至少一个电流控制电路，所述方法包括以下步骤控制所述至少一个电流源以向在所述至少一个参考电极与所述阵列中的一个或者多个第一刺激电极之间的参考刺激电路递送预定义刺激电流的第一预定义比例；控制所述至少一个电流源以向在所述电极阵列中的一个或者多个第二刺激电极与所述或者每个第一刺激电极之间的阵列刺激电路递送预定义刺激电流的第二预定义比例。
全文摘要
公开了一种提供在与双极刺激相比时的减少功率消耗和在与单极刺激相比时的更佳刺激性能的可植入刺激设备。可植入刺激器设备在单极刺激模式中使用比双极刺激的功率更少的功率，但是刺激性能在使用双极刺激时更大。该设备包括能够在参考电极与刺激阵列的电极之间以及在刺激阵列的电极之间同时刺激的电路，供给参考电极与阵列电极的电流的比率可选择。
文档编号H04R25/00GK102573988SQ201080042064
公开日2012年7月11日 申请日期2010年8月3日 优先权日2009年8月3日
发明者E·卡普思利亚, J·帕特里克, K·特桑姆帕齐斯, P·卡特 申请人:耳蜗有限公司