ES2224420T3 - Dispositivo implantable con configuracion mejorada de alimentacion y recarga de bateria. - Google Patents

Abstract

Se presenta un sistema implantable (10), tal como un estimulador neuronal o un sistema de implante coclear que incluye una batería interna (14) que tiene características mejoradas de recarga y tiempo de vida. La batería (14) se aloja dentro de la carcasa del implante (12) y tiene una primera y una segunda placa de electrodo (24). Cada placa de electrodo tiene una serie de ranuras (26) que se extienden a través de una parte substancial del área superficial de la placa. Las ranuras en las placas de electrodo reducen la magnitud de las corrientes parásitas inducidas en la placa por campos magnéticos externos lo que permite tiempos más rápidos de recarga de la batería. Alternativamente, las placas de electrodo están enrolladas en una configuración espiral de forma que, en el plano de la espiral, las placas de electrodo tienen un área de sección de corte pequeña y circuitos de crestas de corriente cerrados. Adicionalmente, el dispositivo de implante se aloja en una carcasa (12) formada con un material de alta resistividad y un circuito incluido en el dispositivo de implante que está configurado para evitar grandes circuitos de crestas de corriente que podrían dar como resultado el calentamiento debido a las corrientes parásitas. Como opción de respaldo, la circuitería (16) del dispositivo de implante puede obtener energía opcionalmente de una batería externa (15) que acopla inductivamente la energía con la misma bobina (22) que se utiliza para cargar la batería interna (14). El sistema implantable puede dividirse en una primera (112'') y una segunda (154, 162) carcasa implantable, cada una de las cuales tiene en su interior la circuitería necesaria y solamente una tiene una fuente de energía recargable en su interior, facilitando la sustitución posterior para propósitos de reparación o actualización. Las dos carcasas se acoplan entre sí cuando el sistema está en uso. El acoplamiento se consigue bien magnéticamente utilizando un sistema de proximidad (160) o bien con un cable eléctrico desmontable utilizando un sistema de conexionado (150). En una realización del sistema de conexionado, la energía es transferida desde una carcasa del implante a la otra utilizando un esquema de transmisión trifásico.

Description

Dispositivo implantable con configuración mejorada de alimentación y recarga de batería.

Antecedentes de la invención

Esta invención se refiere a dispositivos susceptibles de ser implantados o implantables, y, más particularmente, a un dispositivo o sistema completamente implantable y destinado a estimular o detectar el tejido vivo, de tal manera que el dispositivo implantable tiene una batería recargable u otra fuente de potencia susceptible de ser repuesta o regenerada. Un aspecto de la invención se refiere a un dispositivo implantable configurado para minimizar la generación de calor debida a las corrientes parásitas durante la carga de la batería y durante otro suministro de potencia magnética. Otro aspecto de la invención se relaciona con la división o reparto de las funciones de circuito dentro del sistema implantable, a fin de permitir la modernización de las funciones de circuito y/o permitir a los sistemas parcialmente implantables ya existentes (que tienen componentes tanto implantados como externos, o no implantados) ser convertidos en sistemas completamente implantables. El documento EP-A-499939 describe, en combinación, las características técnicas que se relacionan en la parte pre-caracterizadora o preámbulo de la reivindicación 1 que figura más adelante.

Los dispositivos de estimulación implantables de que se dispone en el momento presente, tales como un dispositivo de implante en el caracol del oído o un simulador neuronal, tienen típicamente una unidad implantada, una bobina externa de corriente alterna, así como una unidad de control externa montada en un cinturón y una fuente de potencia. La unidad de control externa y la fuente de potencia incluyen un procesador de control y otros circuitos adecuados que generan y envían la orden y las señales de potencia adecuadas a la unidad implantable, a fin de permitir que ésta lleve a cabo la función para la que está destinada. La unidad de control externa y la fuente de potencia están alimentadas energéticamente por una batería que suministra potencia eléctrica, a través de la bobina de corriente alterna, a la unidad implantada a través de un acoplamiento inductivo, a fin de proporcionar potencia para todo el procesamiento de señal y los circuitos necesarios, y estimular eléctricamente los nervios o músculos seleccionados. Una transmisión de potencia eficaz a través de la piel de un paciente, desde la unidad externa hasta la unidad implantada, por medio de un acoplamiento inductivo, requiere una alineación constante y estrecha entre las dos unidades.

Los dispositivos de detección y/o estimulación implantables y recargables (por ejemplo, los marcapasos cardíacos) son dispositivos relativamente voluminosos con dimensiones tales como 75 x 50 x 12 mm (3 pulgadas x 2 pulgadas x 0,5 pulgadas), y son bastante pesados. Además, estos dispositivos implantables y recargables requieren una cantidad substancial de tiempo de carga cada semana. Otras descripciones de interés incluyen los siguientes documentos: US-A-5.314.457; US-A-5.411.530; US-A-4.006.748; US-A-4.134.408 y US-A-4.041.955.

En consecuencia, existe la necesidad de un dispositivo implantable de pequeño tamaño y peso ligero que no requiera un suministro de potencia exterior constante y que incluya una batería interna de larga duración que pueda ser recargada en un periodo de tiempo relativamente corto.

Además, existe la necesidad, en caso de que la batería situada dentro de dicho dispositivo implantable de pequeño tamaño y peso ligero funcione de forma defectuosa, o en caso de que el usuario no desee utilizar la batería interna durante ciertos periodos de tiempo, de disponer aún de la posibilidad de proporcionar potencia al dispositivo, por ejemplo, desde una fuente de potencia exterior, de tal forma que el dispositivo pueda continuar funcionando y proporcionar al paciente la función para la que está destinado, por ejemplo, la detección y/o la estimulación, sin que se tenga que implantar un nuevo dispositivo en el paciente. Además, existe la necesidad de un método rápido y sencillo para reemplazar el módulo de la batería durante una operación quirúrgica, en caso de que dicho reemplazo sea necesario o se desee.

Es más, existen muchos pacientes que han recibido un sistema de implante, por ejemplo, un sistema de implante en el caracol del oído, del tipo que se describe en la Patente norteamericana Nº 5.603.726, de tal modo que dicho sistema incluye tanto un estimulador implantable del caracol del oído (ICS -"Implantable Cochlear Stimulator"), fijado a una matriz de electrodos que se inserta dentro del caracol del oído, como una batería externa (no implantada), un procesador del habla y un auricular o pieza de cabeza. El procesador del habla (SP -"Speech Processor") y la batería se encuentran alojados en el interior de una unidad transportable o portátil que se lleva o porta por el paciente, por ejemplo, en un paquete de cinturón. La pieza de cabeza incluye la bobina exterior de corriente alterna, un imán y un micrófono. Ésta se encuentra conectada a la unidad portátil por medio de un cable. Durante el uso, la pieza de cabeza se coloca cerca de la piel exterior del paciente, en estrecha proximidad con el ICS, a fin de proporcionar un acoplamiento inductivo eficaz con el mismo. El imán sitúa y mantiene adecuadamente la pieza de cabeza contra la posición del implante de ICS. Un gran número de los pacientes que tienen y utilizan el sistema de ICS ya existente podrían obtener grandes beneficios de un sistema completamente implantable, es decir, un sistema que eliminase la necesidad de llevar y/o portar constantemente los componentes externos del sistema.

La presente invención está encaminada a las anteriores y a otras necesidades.

Sumario de la invención

La presente invención se define en la reivindicación 1 y se materializa como un dispositivo recargable destinado a ser implantado en el seno de tejido vivo, el cual presenta unas características de recarga de la batería y de tiempo de vida mejoradas. En algunas realizaciones, el dispositivo recargable de la invención puede ser utilizado para modernizar la porción de ICS de los sistemas de implantes ya existentes, a fin de convertirlos en sistemas completamente implantables. En otras realizaciones, el dispositivo está configurado para minimizar las corrientes parásitas indeseadas que originan calor durante la recarga de la batería. En consecuencia, el dispositivo puede ser recargado a una velocidad relativamente elevada, con lo que se minimizan las interrupciones en el ritmo de vida del paciente. Una vez cargado o recargado, el dispositivo puede ser utilizado para proporcionar potencia a diversas configuraciones de implante, incluyendo una unidad individual completamente implantable, un sistema provisto de cables o un sistema de proximidad.

De manera adicional, como opción complementaria o de refuerzo para propósitos de diagnóstico, el dispositivo recargable puede ser alimentado en potencia de forma continua desde una unidad exterior de pequeño tamaño y peso ligero, si esto es necesario o deseable. De esta forma, en el caso de que la batería interna (implantada) situada dentro del dispositivo funcione defectuosamente, o que, por cualquier razón, non pueda ser utilizada, o en el caso de que el usuario o el personal clínico (u otro profesional médico) no desee su uso, es aún posible, mediante la utilización del dispositivo externo de peso ligero, proporcionar potencia de funcionamiento al dispositivo implantable, de tal manera que éste pueda continuar desempeñando la función para la que está destinado (por ejemplo, estimulación y/o detección). De forma ventajosa, al disponer de dicha opción complementaria o de refuerzo, el paciente puede retardar indefinidamente el reemplazo de la batería y/o la cirugía correctiva.

Un dispositivo al que se hace referencia en lo sucesivo como el dispositivo "de unidad individual", en la forma de un dispositivo implantable que tiene una carcasa o caja, una bobina, circuitos electrónicos, así como una batería recargable. La caja forma un alojamiento substancialmente hermético y la bobina rodea a la caja con el fin de encerrar o abarcar un área relativamente grande, y genera potencia eléctrica en presencia de campos magnéticos de corriente alterna inducidos externamente, al pasar éstos a través del área encerrada por la bobina. La batería recargable y los circuitos eléctricos se alojan dentro de la caja. La batería incluye un primer y un segundo electrodos destinados a almacenar la potencia eléctrica procedente de la bobina y a proporcionar potencia eléctrica al dispositivo. Cada uno de los primer y segundo electrodos tiene un área superficial relativamente para el almacenamiento de potencia eléctrica, que está configurada para impedir la formación de caminos o recorridos de corriente que sean capaces de formar bucles o circuitos cerrados de corriente relativamente grandes. La prevención de dichos caminos de corriente limita la formación en el electrodo de corrientes parásitas que generan calor y que son consecuencia del paso a través del área encerrada por la bobina, de los campos magnéticos que pasan también a través de la batería.

Otro dispositivo, al que se hace referencia en lo que sigue como dispositivo "de sistema con cable", se materializa en la forma de un sistema completamente implantable que incluye dos dispositivos implantables, cada uno de los cuales tiene su propia caja, y que están unidos entre sí por un cable desprendible o desmontable. Un primero de los dispositivos implantables aloja los circuitos electrónicos destinados a llevar a cabo una función deseada. Un segundo de los dispositivos implantables aloja una batería recargable u otra fuente de potencia susceptible de ser repuesta o regenerada, y puede incluir también circuitos adicionales. El segundo dispositivo suministra la potencia para el funcionamiento del primer dispositivo implantable. El cable desmontable que conecta los dos dispositivos puede incluir un acoplamiento de transformador en cada uno de sus extremos. Se incluyen, junto con la batería, en el segundo dispositivo, los circuitos de conmutación adecuados para convertir la potencia de corriente continua de la batería en potencia de corriente alterna para su transmisión al primer dispositivo. Esta potencia de corriente alterna puede ser modulada, si se desea, para transmitir también información, por ejemplo, señales de control, desde el segundo dispositivo al primer dispositivo. De esta forma, tan solo pasa potencia de corriente alterna a través del cable de conexión.

Aún un dispositivo adicional, al que se hace referencia en lo que sigue como dispositivo "de sistema de proximidad", se realiza en la práctica como un sistema completamente implantable que incluye unos primer y segundo dispositivos implantables. El primer dispositivo aloja los circuitos electrónicos destinados a llevar a cabo la función que se desea. El segundo dispositivo alberga una batería recargable u otra fuente de potencia susceptible de ser repuesta, y puede incluir también circuitos adicionales. No existe una conexión eléctrica o física directa entre el primer y el segundo dispositivos a través de la cual se transmitan las señales de potencia y/o de control de uno a otro dispositivos. Esto es, no existe un cable desprendible o desmontable que conecte entre sí los dos dispositivos, como en el caso del dispositivo "de sistema con cable". En lugar de ello, las señales de potencia y de control se acoplan inductivamente (magnéticamente) desde el segundo dispositivo al primer dispositivo de la misma manera que se utiliza para acoplar señales de potencia y de control entre una unidad externa y una unidad implantada en los sistemas existentes. De esta forma, uno de los usos de este dispositivo de sistema de proximidad permite que un segundo dispositivo, que aloja una batería recargable y otros circuitos que hasta el presente se han venido incluyendo en un dispositivo externo, sea implantado cerca de un dispositivo de implante de un sistema ya existente, por lo que se moderniza o mejora de forma eficaz el sistema existente para convertirse en un sistema completamente implantable.

Una variante que puede utilizarse con cualquiera de los anteriores dispositivos consiste en un dispositivo implantable en el que la caja está hecha de un material de resistividad relativamente alta que limita, de forma similar, la aparición en la caja de corrientes parásitas generadoras de calor.

Una variante adicional que puede utilizarse en cualquiera de los anteriores dispositivos incluye un circuito, también alojado dentro de la caja, que se instala sin formar bucles o circuitos de corriente relativamente grandes, a fin de limitar las corrientes parásitas generadoras de calor en el circuito.

La invención puede servirse de una batería recargable, sometida a campos magnéticos de corriente alterna inducidos desde el exterior, la cual incluye un alojamiento substancialmente hermético y unos primer y segundo electrodos, albergados dentro del alojamiento hermético, a fin de almacenar y suministrar potencia eléctrica. Cada uno de los electrodos está configurado para evitar la formación de bucles de corriente relativamente grandes. Más específicamente, cada electrodo puede consistir en una placa conductora relativamente plana, que se extiende substancialmente dentro de un plano, habiéndose dispuesto ranuras en la placa plana para reducir el área de los bucles cerrados contenidos en el plano de la placa. Los primer y segundo electrodos pueden también consistir en cintas o tiras conductoras que se bobinan o arrollan formando una espiral, sin que se forme un bucle o circuito cerrado a lo largo de la espiral. De manera alternativa, el primer electrodo puede estar formado por cuatro cintas o tiras unidas en paralelo, y el segundo electrodo puede estar formado por otras cuatro cintas, también unidas en paralelo. Las cuatro primeras cintas de electrodo y las cuatro segundas cintas de electrodo se disponen envueltas formando una espiral bobinada, sin que formen bucles cerrados a lo largo de la espiral. Asimismo, el alojamiento hermético puede estar formado de un material de elevada resistividad, a fin de limitar la formación de corrientes parásitas generadoras de calor en el alojamiento.

La invención puede materializarse en la forma de un dispositivo de implante, por ejemplo, un dispositivo de estimulación del caracol del oído o un dispositivo estimulador neuronal, el cual está provisto de una caja o carcasa relativamente plana, un circuito electrónico alojado dentro de la caja, una bobina que rodea a la caja, y una batería que se encuentra también alojada dentro de la caja. El circuito electrónico genera impulsos eléctricos para estimular, por ejemplo, los nervios del caracol del oído u otros nervios, y la bobina se extiende substancialmente en un plano paralelo a la porción plana de la caja, y recibe la potencia eléctrica inducida por campos magnéticos de corriente alterna exteriores. La batería está conectada a la bobina para la recarga de la batería, y tiene unas primera y segunda placas de electrodo. Cada placa de electrodo tiene un área superficial que es relativamente paralela al plano de la caja plana y que está configurada de modo que reduzca la magnitud de las corrientes parásitas inducidas en la placa por los campos magnéticos de corriente alterna exteriores durante la recarga de la batería.

En una realización específica de la invención, las áreas superficiales de las primera y segunda placas de electrodo son relativamente planas, y tienen una longitud de aproximadamente 25 mm (1 pulgada) y una anchura de aproximadamente 25 mm (1 pulgada). Cada placa de electrodo tiene una pluralidad de ranuras que se extienden a través de una porción substancial del área superficial de la placa, a fin de dar lugar a regiones del área superficial que tienen, cada una de ellas, una forma relativamente larga y delgada. Todas las ranuras son substancialmente paralelas y forman un peine constituido por dientes o púas conductoras. Las púas conductoras tienen una anchura de aproximadamente 1 mm (0,040 pulgadas), y las ranuras presentan una anchura de aproximadamente 0,025 mm (0,001 pulgadas) y una longitud de aproximadamente 23 mm (0,900 pulgadas). Las ranuras forman espacios de separación, entre las púas conductoras, que pueden ser rellenados con un material aislante, tal como el nilón, el polipropileno, material epoxídico u otro material aislante que sea compatible.

En otra realización de la invención, la caja está formada por un material metálico que tiene una resistividad relativamente elevada, tal como la aleación de Titanio_{64} (6% de aluminio y 4% de vanadio) o la aleación de Titanio_{811} (8% de aluminio, 1% de molibdeno y 1% de vanadio), y puede ser revestida con un material epoxídico o plástico. El dispositivo de implante en el caracol del oído puede incluir adicionalmente una bobina que rodee la caja y que esté embebida en el material epoxídico, estando la bobina destinada a recibir potencia de corriente alterna inducida externamente. La batería puede ser una batería recargable de iones de litio, y el dispositivo puede incluir adicionalmente un circuito de control recargable que está conectado entre la bobina y la batería, a fin de recargar la batería hasta una tensión específica, tal como 4,0 voltios, o con una magnitud específica de culombios de corriente eléctrica, con el uso de la potencia inducida o recibida a través de la bobina. De forma alternativa, el dispositivo puede incluir adicionalmente un contador de culombios que mida la carga suministrada a la batería durante la recarga y la carga proporcionada por la batería durante la descarga.

En aún otra realización de la presente invención, el dispositivo consiste en un dispositivo de implante que incluye una carcasa o caja, una batería y un terminal o contacto de implante que se extiende desde la caja. Este terminal tiene una pluralidad de electrodos destinados a estimular los nervios del caracol del oído, o a estimular otras partes del cuerpo. La batería se aloja dentro de la caja y está provista de unas primera y segunda placas de electrodo. Cada placa de electrodo tiene un área superficial provista de una pluralidad de ranuras que se extienden a través de una porción substancial del área superficial de la placa, al objeto de generar áreas con una forma relativamente larga y delgada. En comparación con una placa sin ranuras y con un área superficial similar, las placas de electrodo provistas de ranuras de acuerdo con la presente invención reducen la magnitud de las corrientes parásitas inducidas en la placa por los campos magnéticos de corriente alterna exteriores. La reducción de las corrientes parásitas permite mayores campos magnéticos con un calentamiento menor, a fin de permitir tiempos de recarga de la batería más rápidos.

La presente Memoria describe un método para recargar una batería dispuesta en el interior de un dispositivo de implante, por ejemplo, dentro de un dispositivo de implante en el caracol del oído, que implica la introducción de una corriente de carácter alterno en una bobina que rodea al dispositivo de implante o que está contenida dentro del dispositivo de implante, o bien que está conectada por medio de dos o más cables al dispositivo de implante, la rectificación de la corriente alterna inducida para generar una corriente continua, y la cara de la batería utilizando la corriente continua, hasta que la tensión en la batería alcanza una tensión de carga de batería predeterminada o un valor de carga en culombios predeterminado. Para lograr un tiempo de vida de batería máximo para una batería de iones de litio, la batería se carga hasta una tensión de no más que aproximadamente 4,0 voltios y se descarga hasta una tensión de no menos que 3,0 voltios.

Dicho método de recarga puede utilizarse también para proporcionar una potencia de funcionamiento suplementaria o de refuerzo a los circuitos del implante, en el caso de que la batería interna recargable funcione defectuosamente o no se haya de utilizar. Dicha alimentación de potencia de reserva puede lograrse, por ejemplo, con el uso del mismo dispositivo externo de pequeño tamaño y peso ligero, o de un dispositivo similar, que se emplea para la carga de la batería. De manera ventajosa, el hecho de tener la opción de proporcionar de esta forma una potencia de reserva permite al paciente tener la posibilidad de diferir indefinidamente la cirugía correctiva y/o de reemplazo de la
batería.

La opción de alimentación de potencia de reserva permite también una mayor flexibilidad por lo que se refiere al modo como se utiliza el dispositivo de estimulación de implante. Por ejemplo, en un dispositivo de implante en el caracol del oído, puede resultar ventajoso cambiar la estrategia de procesamiento del habla que se utiliza para controlar la estimulación de los nervios auditivos en el caracol del oído. Dicha estrategia de procesamiento del habla se programa, en una primera instancia, dentro del dispositivo implantable. En el caso de que se desee emplear una nueva estrategia de procesamiento del habla, y en el caso de que no sea viable o posible una nueva programación de la estrategia de procesamiento del habla dentro del dispositivo implantable, entonces el paciente puede llevar una unidad pequeña y de peso ligero, destinada a ubicarse tras la oreja, y que incorpore una nueva estrategia de procesamiento del habla, y que proporcione potencia y controle el circuito de estimulación implantado, situado dentro del dispositivo implantable, a fin de aplicar una nueva estrategia de estimulación.

La invención establece las características de un sistema de implante que consiste en dos paquetes o unidades. En una realización específica, el primer paquete incluye la bobina, la batería, los circuitos de carga de la batería y de regulación de la potencia, así como algunos de los circuitos electrónicos (circuitos de manejo y tratamiento de señales) que podría ser necesario actualizar o modernizar en el futuro, a medida que evolucionen las nuevas tecnologías de tratamiento de señales y de manejo de datos. El segundo paquete incluye los cables que van hasta los electrodos y dispositivos de estimulación y de detección, así como otros circuitos de tratamiento y acondicionamiento de señal que están íntimamente asociados a las funciones de estimulación y detección que se llevan a cabo dentro del segundo paquete y que no es probable que se modifiquen o se requieran actualizar o modernizar a medida que evolucionen las nuevas tecnologías. Así pues, la primera unidad o paquete es un paquete que puede, si es necesario, ser reemplazado o modernizado en un tiempo futuro por medio de cirugía de reemplazo menor o de poca consideración. El segundo paquete es un paquete que, una vez implantado, no debería necesitar nunca ser reemplazado o mejorado.

También, tanto en el primer paquete como en el segundo, se han incluido circuitos que hacen posible la disposición de otros circuitos de acoplamiento capacitivo para la transmisión y recepción de datos, los cuales se utilizan para transferir datos y potencia entre los dos paquetes. Los paquetes pueden conectarse por medio de un cable desprendible o desmontable ("sistema con cables"), o bien pueden acoplarse entre sí a través de un acoplamiento de inducción ("sistema de proximidad"). En el sistema con cable, a modo de ejemplo, los datos pueden ser transferidos entre los dos paquetes a través de dos o tres cables, en tanto que la potencia puede transferirse a través de tres cables, por medio de una señal de onda cuadrada de tres fases y de acoplamiento capacitivo, que no permite a la corriente circular fuera de la junta de cierre hermético de los paquetes. La señal trifásica, cuando se recibe en el otro paquete, puede simplemente ser recombinada con el fin de crear una señal de CC (corriente continua) con el uso de una conmutación sincronizada, sin que se necesiten condensadores de filtrado y con un rizado despreciable. En el sistema de proximidad, la potencia se transfiere a través de una señal portadora de corriente alterna, y los datos se transfieren mediante la modulación de la señal portadora.

Breve descripción de los dibujos

Los anteriores y otros aspectos, características y ventajas de la presente invención se harán más evidentes a partir de la siguiente descripción, más concreta, de la misma, que se presenta en combinación con los dibujos que la siguen, en los cuales:

la Figura 1A ilustra un sistema típico de estimulación del caracol del oído, tal como se utiliza en la actualidad en un gran número de pacientes, el cual incluye un estimulador implantable del caracol del oído (ICS -"Implantable Cochlear Stimulator") que está acoplado inductivamente con una pieza de cabeza (HP -"Headpiece"), conectada con un procesador del habla externo (SP -"Speech Processor") y con una fuente de potencia.

La Figura 1B ilustra un sistema de estimulación del caracol del oído de colocación tras la oreja (BTE-"behind-the-ear"), el cual incluye un estimulador implantado del caracol del oído (ICS-"Implanted Cochlear Stimulator") y una unidad de BTE exterior que incluye una fuente de potencia, un procesador del habla y un micrófono.

La Figura 1C muestra un tipo de sistema completamente implantable y de una única unidad, fabricado de acuerdo con la presente invención.

La Figura 1D muestra un tipo de sistema con cables, completamente implantable y dividido, de acuerdo con la invención.

La Figura 1E muestra un tipo de sistema de proximidad, completamente implantable y dividido, de acuerdo con la invención.

La Figura 2A es una vista en planta de un dispositivo representativo de implante en el caracol del oído, de una única unidad y complemente implantable, de acuerdo con la presente invención.

La Figura 2B es una vista en planta de una bobina de recogida o captación de potencia de corriente alterna, destinada a ser utilizada para recargar una batería del dispositivo de implante en el caracol del oído de la Figura
2A.

Las Figuras 3A, 3B y 3C son vistas en planta de placas de electrodo de batería proporcionadas a modo de ejemplo, con el propósito de reducir las corrientes parásitas inducidas en las placas, de acuerdo con la presente invención.

La Figura 3D ilustra un modo como pueden ser arrolladas las placas de electrodo que se muestran en las Figuras 3B y 3C, a fin de formar una pequeña batería.

La Figura 4 es una vista en alzado de una placa de electrodo de batería y de un apilamiento de separación.

La Figura 5 es una vista en corte transversal, tomada a lo largo de la línea 5-5 de la Figura 1 y que muestra un revestimiento epoxídico que cubre el dispositivo de implante en el caracol del oído.

La Figura 6 es una vista en planta de un cuadro o placa de circuitos que presenta regiones de circuito predeterminadas con el fin de reducir las corrientes parásitas, de acuerdo con la presente invención.

La Figura 7 es una vista en planta de una primera realización de una configuración de electrodo de batería en espiral, de acuerdo con la presente invención y destinada a reducir las corrientes parásitas inducidas.

La Figura 8 es una vista en alzado del electrodo de batería de la Figura 7, antes de enrollar el electrodo en la configuración espiral.

La Figura 9 es una vista en planta de una segunda realización de una configuración de electrodo de batería espiral, de acuerdo con la presente invención, destinada a reducir las corrientes parásitas inducidas.

La Figura 10 es una vista en alzado de un anillo de fijación de electrodo para la conexión en configuración de electrodos en paralelo de la batería espiral que se muestra en la Figura 9.

La Figura 11 es un gráfico de la tensión de la batería en función de la capacidad de carga de la batería.

La Figura 12 es una vista en alzado de la placa de circuitos flexible, antes de ser enrollada en una configuración en forma de C o espiral.

La Figura 13 es una vista en planta de la placa de circuitos flexible de la Figura 12, enrollada en una configuración en forma de C o espiral.

Las Figuras 14A y 14B son, respectivamente, una vista en planta y una vista de perfil (lateral) de una realización de un sistema de proximidad completamente implantable y dividido, fabricado de acuerdo con la invención.

Las Figuras 15A y 15B son, análogamente, vistas en planta y de perfil, respectivamente, de otra realización de un sistema de proximidad completamente implantable y dividido.

La Figura 16 es una vista de perfil de aún otra realización de un sistema de proximidad dividido.

La Figura 17 ilustra un diagrama de bloques funcional de los circuitos que se utilizan en el interior de una realización de sistema de proximidad dividido de la presente invención.

La Figura 18 ilustra, similarmente, un diagrama de bloques funcional de los circuitos que se emplean en el interior de una realización de sistema con cables y dividido, según la invención.

La Figura 19 muestra un diagrama de bloques de un sistema de transmisión de tres fases o trifásico preferido, destinado a transferir potencia entre dos dispositivos implantables.

La Figura 20 es un diagrama de perfil o forma de onda, que ilustra el funcionamiento del sistema trifásico de transmisión de la Figura 19.

Los caracteres de referencia en correspondencia indican componentes correspondientes a lo largo de las diversas vistas de los dibujos.

Descripción de las realizaciones preferidas

La siguiente descripción se refiere al mejor modo que se contempla en el momento presente para llevar a cabo la invención. Esta invención no se ha de tomar en un sentido limitativo, sino que se realiza meramente con el propósito de describir los principios generales de la invención. El ámbito de deberá ser determinado en relación con las reivindicaciones.

Consideraciones generales

La presente invención se refiere a un dispositivo completamente implantable que tiene una batería recargable (u otra fuente de potencia). En una realización preferida, el dispositivo implantable comprende un sistema de estimulación del caracol del oído, completamente implantable, y, en consecuencia, se describe aquí dicho sistema de estimulación del caracol del oído. Debe comprenderse, sin embargo, que la presente invención puede también utilizarse con otros tipos de sistemas implantables, y que no se pretende que esté limitada únicamente a un sistema de estimulación del caracol del oído. Cualquier dispositivo o sistema médico o de otro tipo que deba ser implantado en tejido vivo o en un entorno similar, y que requiera potencia de funcionamiento procedente de una fuente de potencia recargable o susceptible de ser repuesta, tal como una batería recargable, y en el cual la potencia de funcionamiento deba ser acoplada inductiva o magnéticamente, o de otra forma, dentro del dispositivo implantable, sin una conexión eléctrica directa, puede beneficiarse de la aplicación y de las enseñanzas de la presente invención.

Con el fin de comprender y apreciar mejor la presente invención, será de utilidad repasar brevemente los sistemas de estimulación del caracol del oído actuales o ya existentes, los cuales son representativos de todos los sistemas de estimulación de tejidos. Un sistema representativo de estimulación del caracol del oído, del tipo que se utiliza actualmente por un gran número de pacientes, se describe exhaustivamente, por ejemplo, en la Patente norteamericana Nº 5.603.726, a la que se ha hecho referencia anteriormente. Como se describe en la Patente Nº 5.603.726, y como se ilustra en la Figura 1A, dicho sistema existente incluye componentes implantados y externos. Los componentes externos incluyen un procesador del habla (SP-"Speech Processor"), una fuente de potencia (por ejemplo, una batería recargable) y un auricular o pieza de cabeza (HP-"Head Piece") 106. El SP y la fuente de potencia se encuentran típicamente alojados en el interior de una unidad transportable o portátil 102 que se lleva o porta por el paciente. La unidad portátil está conectada eléctricamente a la HP 106 por medio de un cable 104. Se ha incluido también un micrófono 107 como parte de la pieza de cabeza 106.

Los componentes implantados incluyen un estimulador implantable del caracol del oído (ICS-"Implantable Cochlear Stimulator") 112 y una matriz o conjunto ordenado de electrodos 114. La matriz de electrodos 114 está destinada a ser implantada dentro del caracol del oído del paciente. El ICS 112 se implanta detrás de la oreja, de tal manera que quede ubicado cerca del cuero cabelludo. La matriz de electrodos 114 está conectada permanentemente al ICS por medio de un cable implantable 116 de múltiples conductores.

Dentro de la pieza de cabeza 106 se encuentra una bobina que se emplea para acoplar inductiva o magnéticamente una señal portadora de corriente alterna modulada, a una bobina similar que está incluida dentro del ICS 112. Con el fin de lograr un acoplamiento eficaz sin sufrir pérdidas significativas en la energía de la señal, es importante que la bobina externa contenida en pieza de cabeza quede alineada adecuadamente con la bobina interna situada dentro del ICS. Para lograr esta correcta alineación, se incluye típicamente un imán dentro, tanto de la pieza de cabeza 106 como del ICS 112, de manera que la atracción magnética resultante entre los dos imanes no sólo alinea las bobinas, como se desea, sino que también proporciona una fuerza de sujeción o soporte que mantiene la pieza de cabeza 106 asegurada contra el cuero cabelludo o la piel 110 del paciente.

Durante el uso, se genera una señal portadora por parte de los circuitos contenidos en la unidad portátil 102, utilizando la energía obtenida de la fuente de potencia contenida en la unidad de procesador del habla 102. Dicha señal portadora, que es una señal de corriente alterna, se transporta por el cable hasta la pieza de cabeza 106, en la que se acopla inductivamente con la bobina situada dentro del ICS 112. Allí, ésta se rectifica y filtra, para proporcionar una fuente de potencia de corriente continua para el funcionamiento de los circuitos contenidos en el ICS 112. Los sonidos son detectados por medio del micrófono exterior 107, amplificados y tratados por los circuitos incluidos dentro de la unidad de procesador del habla 102, y transformados en señales de estimulación adecuadas, de acuerdo con una estrategia de procesamiento del habla seleccionada, por los circuitos contenidos en la unidad de procesador del habla 102. Estas señales de estimulación modulan la señal portadora que transfiere la potencia al ICS 112. El ICS incluye un circuito de desmodulación adecuado que recupera las señales de estimulación de la portadora modulada y las aplica a los electrodos situados dentro de la matriz de electrodos 114. Las señales de estimulación determinan cuáles de los electrodos, o de los pares de electrodos, se han de estimular, así como la intensidad de la estimulación.

Algunas realizaciones del ICS 112, indicadas por la Patente Nº 5.603.726, incluyen una característica o propiedad de telemetría de retorno que permite que se transmitan señales de datos desde el ICS 112 al auricular o pieza de cabeza 106 y, de aquí, al Procesador del Habla 102. Dichos datos de telemetría de retorno proporcionan información de realimentación importante al procesador del lenguaje, relativa al funcionamiento del ICS.

Cuando se necesita llevar a cabo la regulación o ajuste de otras rutinas de diagnóstico, se conecta de forma desmontable a la unidad de SP 102 una unidad de programación externa 108. Por medio del uso del programador externo 108, un profesional clínico u otro personal médico es capaz de seleccionar la mejor estrategia de procesamiento del habla para el paciente, así como ajustar otras variables asociadas al procedimiento de estimulación. Véase, por ejemplo, la Patente norteamericana Nº 5.626.629 para una descripción más detallada de un procedimiento de ajuste/diagnóstico representativo.

Si bien el sistema que se muestra en la Figura 1A ha sido de gran valor y beneficio para muchos pacientes que, de otro modo, no podrían experimentar la sensación de oír, existen diversas desventajas asociadas al uso del sistema. Por ejemplo, la unidad portátil 102 debe ser llevada o portada por el paciente, y el cable 104, que puede ser de hasta un metro de largo, debe estar tendido desde la unidad 102 hasta la pieza de cabeza 106. Algunos pacientes encuentran incómodo llevar la unidad 102, y encuentran el uso de la pieza de cabeza 106, con su cable 104, antiestético e incómodo.

Con el fin de suprimir la necesidad del cable 104, es posible utilizar una unidad 120 de colocación tras la oreja (BTE-"Behind-the-ear"), tal como se ilustra en la Figura 1B. La unidad de BTE 120 incluye todo lo que previamente se incluía dentro de la unidad portátil 102, pero en un volumen mucho más pequeño. La unidad de BTE 120 incluye, de esta forma, una fuente de potencia adecuada, así como los circuitos destinados a llevar a cabo la función de procesamiento del habla que se desea. Con la unidad de BTE 1210, no existe, por tanto, la necesidad del cable 104, y el paciente lleva simplemente la unidad de BTE tras su oreja, por lo que es difícil reparar en ella, especialmente si el paciente tiene pelo con el que cubrir la unidad de BTE.

Ventajosamente, las baterías empleadas en el interior de la unidad portátil 102 (Figura 1A) o de la unidad de BTE 120 pueden reemplazarse fácilmente cuando sea necesario. Con todo, la unidad de BTE 120 puede resultar incómoda de llevar tras llevarla durante periodos de tiempo prolongados, y debe ser retirada en ciertos momentos, tales como cuando se está nadando o tomando un baño. A algunos pacientes les gustaría, por tanto, disfrutar de la comodidad de ser capaces de oír en todo momento, incluyendo cuando están nadando o bañándose, y, por tanto, es deseable un sistema de estimulación completamente implantable.

La presente invención está encaminada a los dispositivos y sistemas completamente implantables que se sirven de una batería recargable o de otra fuente de potencia susceptible de ser repuesta. Si bien se encuentra en este momento en el estado de la técnica la práctica de utilizar un dispositivo de estimulación implantable con una batería recargable, véase, por ejemplo, la Patente norteamericana anterior Nº 3.942.535, de Solicitante Schulman, tales sistemas de recarga requieren un voluminoso sistema de recarga exterior, y su utilización requiere un tiempo considerable. Por el contrario, la presente invención proporciona una batería recargable, así como un método para recargar la batería, que permiten que la operación de recarga se produzca de un modo rápido y cómodo, sin que tenga un efecto significativo en el ritmo de vida del paciente.

La presente invención permite también utilizar diferentes configuraciones de implante como parte del sistema completamente implantable, incluyendo la capacidad de utilizar el ICS 112 de los sistemas anteriores en un sistema completamente implantable.

En la Figura 1C se muestra un sistema 130 de una única unidad y completamente implantable, fabricado de acuerdo con la invención. Como se ilustra en la Figura 1C, dicho sistema 130 incluye los circuitos de ICS, los circuitos de procesador del habla y una fuente de potencia, todo ello dentro de una única unidad 132. Un conjunto ordenado o matriz de electrodos 114 está conectada a la unidad individual 132 de una forma convencional. Para la realización mostrada en la Figura 1C, existe un micrófono 134 acoplado, a través de un enlace de bobinas a distancia, a la unidad individual 132. Dicho enlace de bobinas a distancia alimenta en potencia a los circuitos de micrófono, a través del acoplamiento magnético, desde la unidad 132. Los sonidos detectados por el micrófono 134 son transmitidos a la unidad 132 a través de un transmisor de RF (radiofrecuencia) instalado dentro del micrófono 134. (La distancia de transmisión para dicha señal es muy corta, tan solo de uno o dos centímetros, de modo que no se requiere mucha potencia para dicha transmisión). De forma ventajosa, dicho micrófono 134 se inserta dentro del canal o conducto del oído, de tal manera que no es visible externamente.

Pueden utilizarse también otros tipos de micrófonos con la unidad de implante 132. Por ejemplo, es posible detectar las ondas sonoras de origen externo a través de la piel del paciente y de la caja de la unidad individual 132, en lugares en los que la envoltura de la caja está soportada adecuadamente y que tienen el espesor apropiado.

Cuando la batería incluida dentro de la unidad individual 132 ha de ser recargada, lo que puede llevar tan solo unos pocos minutos al día, o unas pocas veces durante la semana, se coloca una pieza de cabeza 136 exterior, adyacente a la unidad 132, y se utiliza un acoplamiento inductivo para transferir la potencia de carga a la batería de la unidad. La pieza exterior de cabeza, a su vez, se conecta a una unidad de control exterior 138, la cual, a su vez, obtiene su potencia de las baterías reemplazables o de un enchufe de suministro de potencia de corriente alterna. Cuando se requieren ensayos de programación y/o de diagnóstico, puede conectarse de forma desmontable un dispositivo de programación exterior 108 a la unidad de control exterior 138.

La unidad de control exterior 138 se utiliza, de esta forma, para cargar/descargar la batería situada dentro de la unidad implantada 132, así como para otros propósitos. Por ejemplo, la unidad de control exterior 138 puede utilizarse para reemplazar la acción del procesador del habla interno por la de un procesador del habla exterior, por ejemplo, un procesador del habla incluido dentro del dispositivo de programación exterior 108. Además, la unidad de control exterior 138 puede ser utilizada para reforzar la potencia proporcionada por la batería interna. La unidad de control exterior 138 puede utilizarse también para programar el dispositivo de implante 132, por ejemplo, para la regulación del ICS una vez implantado o el ajuste de los parámetros de estimulación de la unidad completamente implantable 132, así como para propósitos de diagnóstico.

Para la realización 130 que se muestra en la Figura 1C, así como para las otras realizaciones mostradas en las Figuras 1D y 1E, que se han expuesto en lo anterior, debe entenderse que la telemetría de retorno puede emplearse con el fin de permitir enviar las señales de datos desde la unidad implantable hasta la pieza exterior de cabeza 136 y, por tanto, hasta la unidad de control exterior 138.

Volviendo, a continuación, a la Figura 1D, se describe en ella una realización "de sistema con cables" 150 de la invención. En dicho sistema con cables 150, se emplean al menos dos unidades implantables independientes 152 y 154, y los circuitos del sistema se dividen entre las unidades. En una primera unidad 152, por ejemplo, se alojan el procesador del habla (SP-"Speech Processor") y los circuitos de ICS, y dicha unidad está conectada permanentemente a un conjunto ordenado o matriz de electrodos 114. En una segunda unidad 154, se aloja una batería u otra fuente de potencia adecuada. La segunda unidad 154 está conectada eléctricamente a la primera unidad 152 a través de un cable desmontable 156. En una realización preferida, únicamente se acopla potencia de corriente alterna desde la unidad de potencia 154 a la unidad de SP/ICS 152, por lo que se evita toda posibilidad de que pudiera fluir una corriente continua por el tejido a través del cual se ha instalado el cable. Esto es importante debido a que una corriente continua podría causar daños en el tejido, en tanto que una corriente alterna no lo hará. Asimismo, debido a que el cable no está herméticamente aislado del tejido circundante, es muy posible que pudiera circular una pequeña corriente de fuga a través del tejido en caso de que éste trasportara corrientes continuas.

La segunda unidad 154 incluye circuitos de conmutación adecuados que transforman la potencia de corriente continua asociada a la batería (u otro elemento de almacenamiento de energía) situada en su interior, en una señal de corriente alterna destinada a acoplarse con la primera unidad 152. Asimismo, se emplean los circuitos apropiados para permitir a la potencia de corriente alterna inducida en el interior de la unidad 152 desde la pieza exterior de cabeza 136, ser dirigida a la batería contenida en la unidad 154 con el fin de cargar la batería.

Si bien la fuente de potencia preferida para uso dentro de los sistemas completamente implantables que aquí se describen es una batería recargable, ha de comprenderse que es posible emplear también otras fuentes de potencia. Por ejemplo, puede emplearse un ultra-condensador (también conocido como súper-condensador-condensador de muy elevada capacidad). Un ultra-condensador, al igual que un condensador convencional, permite almacenar una carga eléctrica (potencial de tensión) en su interior. A diferencia de un condensador normal, la densidad de energía del ultra-condensador es varios órdenes de magnitud mayor que la densidad de energía de un condensador normal, por lo que es posible almacenar una gran cantidad de energía en el ultra-condensador. Puede entonces extraerse esta energía almacenada del ultra-condensador para su uso subsiguiente. De esta forma, para este tipo de aplicación, en la que la recarga ha de llevarse a cabo de forma habitual, y cuando se emplean los circuitos de descarga apropiados para controlar la velocidad de descarga o de extracción de la energía, el ultra-condensador proporciona una alternativa viable a una batería recargable para uso dentro del sistema implantable.

Se utiliza un micrófono adecuado, por ejemplo, un micrófono completamente dentro de canal (CIC-"Complete-In-Canal") 134, del tipo anteriormente descrito, para detectar sonidos y acoplar señales representativas de dichos sonidos con los circuitos del procesador del habla (SP) contenidos dentro de su respectiva porción implantable.

Ha de destacarse que la partición o división que se ilustra en la Figura 1D, la cual muestra cómo los circuitos de ICS y de SP están incluidos dentro de la primera unidad implantable 152, y muestra que la fuente de potencia, por ejemplo, la batería recargable, está incluida dentro de la segunda unidad implantable 154, es una partición que se proporciona tan solo a modo de ejemplo. Para algunas realizaciones, por ejemplo, los circuitos de SP pueden disponerse incluidos dentro de la segunda unidad implantable 154, de forma que únicamente queden los circuitos de ICS dentro de la primera unidad implantable 152.

La ventaja del sistema con cables 150 que se muestra en la Figura 1D reside en el hecho de que se proporciona un sistema completamente implantable en el cual una de las dos unidades implantables, por ejemplo, la unidad de potencia 154, puede ser reemplazada si es necesario, únicamente con cirugía menor o de poca consideración. Como ya se ha indicado, el cable 156 que conecta la segunda unidad 154 con la primera unidad 152, es desprendible o desmontable. El conectador implantable que conecta el cable 156 con la unidad 154, puede ser de cualquier tipo adecuado, por ejemplo, del tipo que se utiliza habitualmente en los marcapasos implantables, o del tipo de presión que se muestra en la Patente norteamericana Nº 4.516.820 (de Kuzma), o bien del tipo mostrado en la Patente norteamericana Nº 4.495.917 (de Byers).

La pieza exterior de cabeza 136 y la unidad de control exterior 138, así como el dispositivo de programación 108, pueden utilizarse con la realización de sistema con cables 150 que se muestra en la Figura 1D, de la misma manera que se utilizan estas componentes con la realización de una única unidad 130 que se muestra en la Figura 1C.

Haciendo referencia, a continuación, a la Figura 1E, se muestra en ella un sistema de proximidad dividido 160 que es similar al sistema con cables 150 mostrado en la Figura 1D, pero en el que no se utiliza un cable de conexión 156 entre las dos unidades. Como se observa en la Figura 1E, una primera unidad implantable 112' comprende un ICS con una matriz de electrodos 114 conectada al mismo. Una ventaja del sistema de proximidad 160 es que la primera unidad implantable 112' puede ser substancialmente la misma que, o bien idéntica a, la del ICS 112 que se utiliza en los sistemas de estimulación del caracol del oído existentes (véanse la Figura 1A o la Figura 1B). Esto permite que los sistemas de estimulación existentes tengan un ICS 112 susceptible de ser modernizado o mejorado hasta obtener un sistema completamente implantable, tal como se muestra en la Figura 1E. Una segunda unidad implantable 162 incluye circuitos de procesador del habla (SP) y una fuente de potencia, por ejemplo, una batería recargable. La segunda unidad 162 se encuentra implantada de tal modo que esté en estrecha proximidad con la primera unidad 112'. Una bobina asociada con la segunda unidad 162 se encuentra alineada con la bobina incluida dentro del ICS 112', por ejemplo, como se muestra más adelante en relación con la descripción de las Figuras 14A-16. Esto permite que tenga lugar el acoplamiento inductivo entre las unidades implantables 112' y 162, de la misma manera que ocurre entre la unidad de BTE 120 y el ICS 112 que se muestra en la Figura 1B, o entre la pieza de cabeza 106 y el ICS 112 que se muestra en la Figura 1A.

Se utiliza un micrófono adecuado, por ejemplo, un micrófono completamente dentro de canal (CIC) 134, del tipo que se ha descrito en lo anterior, para detectar los sonidos (ondas de presión), y acopla las señales eléctricas representativas de dichos sonidos con los circuitos de procesador del habla (SP-"Speech Processor") contenidos en la porción implantable 162.

La pieza exterior de cabeza 136 y la unidad de control exterior 138, así como el dispositivo de programación 108, pueden ser utilizados con la realización de sistema de proximidad dividido 160 que se muestra en la Figura 1E, de la misma manera que se utilizan en la realización de una única unidad 130 que se muestra en la Figura 1C, y en la realización de sistema con cables dividido 150 que se ilustra en la Figura 1D.

Con el uso del sistema que se muestra en la Figura 1E, se observa que se logran las siguientes ventajas: (1) los implantes más viejos, por ejemplo, las unidades de ICS existentes 112, pueden ser modernizados hasta obtener sistemas completamente implantables, sin necesidad de reemplazar la unidad de implante 112 ni el electrodo 114; (2) los sistemas implantables pueden ser modernizados o mejorados con tecnología de batería (o de otra fuente de potencia) mejorada y con circuitos de SP más sofisticados y con menor consumo de potencia, según se llegue a disponer de éstos, con tan solo el empleo de cirugía menor en el paciente; (3) las baterías pueden ser reemplazadas tan solo con cirugía menor, según se requiera; y (4) la carga, el reemplazo o sustitución en el funcionamiento, el refuerzo de la potencia, el ajuste y los diagnósticos pueden llevarse a cabo con sólo el reemplazo en sus funciones de los circuitos de SP implantados por un procesador del habla externo.

Carga de la batería mejorada

A continuación, se describirán las técnicas empleadas por la invención para hacer la carga de la batería más eficaz. Dicha descripción, en general, se presenta en relación con un sistema de una única unidad 130 del tipo que se muestra en la Figura 1C, y que está destinado a ser utilizado como estimulador del caracol del oído. Debe comprenderse, sin embargo, que dichas técnicas son igualmente aplicables a cualquiera de las otras realizaciones de la invención que aquí se describen.

Haciendo referencia a la Figura 2A, se observa en ella que la invención se lleva a la práctica en la forma de un dispositivo de implante 10 que tiene una carcasa o caja 12, una batería interna 14 y un circuito interno 16, que están configurados para obtener un tiempo de carga y unas características de vida útil de la batería mejorados. El tiempo de carga de la batería está en gran medida limitado por la cantidad de calor generado durante la carga de la batería. En el curso de la carga, puede generarse una cantidad significativa de calor por las corrientes parásitas inducidas en las estructuras conductoras del implante y en los caminos o circuitos de corriente. Si la temperatura del implante aumenta demasiado, ello puede dar lugar a daños en el tejido circundante. Los dispositivos de implante de la presente invención están configurados para reducir la cantidad de calor generado durante el tiempo de carga de la batería y para prolongar la vida útil de la batería.

Como ya se ha indicado, una aplicación preferida de la presente invención es en un dispositivo implantado de estimulación del caracol del oído. En consecuencia, en la descripción que sigue se hace referencia frecuentemente a un dispositivo de implante en el caracol del oído. Sin embargo, debe hacerse hincapié en que la invención no está limitada a un dispositivo de implante en el caracol del oído. En lugar de ello, la invención puede utilizarse en cualquier dispositivo implantable para el que exista necesidad o el deseo de reducir las corrientes parásitas durante el tiempo en que el dispositivo implantable se exponga a un flujo magnético alterno de un tipo que, de otra forma, provocaría la formación de corrientes parásitas.

Haciendo referencia a la Figura 2A, una realización de la invención es un dispositivo de implante 10 en el caracol del oído, que incluye además de la caja 12, la batería 14 y el circuito 16, un conductor de implante 18 que se extiende desde la caja. La caja aloja la batería interna 14 y el circuito de procesamiento de señal 16, y está rodeada por una bobina 22, que se muestra en la Figura 2B. Una gran parte de la cavidad interna de la caja está ocupada por la batería 14. La caja está implantada, preferiblemente, bajo la piel, detrás de la oreja del paciente, de tal manera que el conductor de implante se extiende en espiral hasta el interior del caracol del oído del paciente. El conductor de implante tiene electrodos 20 destinados a estimular los nervios situados dentro del caracol del oído con impulsos eléctricos generados por el circuito electrónico en respuesta a señales sonoras de audio procedentes de un micrófono o similar, permitiendo de esta forma la percepción de audición estimulada. Un conductor de implante típico tiene entre ocho y treinta y dos pares de electrodos. Cada electrodo está conectado al circuito por el conductor independiente.

La batería 14 se recarga utilizando potencia de corriente alterna rectificada (o bien potencia de corriente continua convertida a partir de potencia de corriente alterna con el uso de otros medios, por ejemplo, circuitos de conversión de corriente alterna a corriente continua eficaces, también conocidos como circuitos "inversores"), recibida por la bobina 22 que rodea a la caja 12. Con el fin de recargar la batería, una unidad exterior 15 que genera campos magnéticos de corriente alterna se coloca en contacto con el exterior de la piel del paciente, sobre el dispositivo de implante 10. Los campos magnéticos de corriente alterna 17 procedentes de la unidad exterior inducen corrientes alternas en la bobina del dispositivo de implante. La bobina está conectada, a través de unas patillas cerámicas aisladas para alimentación a su través, al circuito electrónico 16 contenido en la caja y que rectifica la corriente alterna para generar corriente continua que se emplea para cargar la batería con la potencia recibida a través de la bobina. Los campos magnéticos de corriente alterna también inducen, sin embargo, corrientes parásitas generadoras de calor en la caja metálica (si ésta es de metal), en el circuito electrónico y en las placas de electrodo de la batería. En consecuencia, la velocidad de la recarga de la batería se ve limitada por la temperatura máxima permisible en la caja, esto es, la capacidad del tejido vivo que rodea al implante de tolerar temperaturas elevadas. Durante la recarga de la batería, el caso en que la temperatura se eleva tan solo unos pocos grados centígrados puede ser extremadamente peligroso y provocar daños en el tejido vivo circundante.

Con el fin de reducir el calor generado por las corrientes parásitas inducidas en una caja metálica, la caja 12 se fabrica de un metal biológicamente inerte que presenta una resistividad relativamente alta. Debido a que el calor generado por las corrientes parásitas está en relación con i^{2}R, donde i es la corriente y R es la resistencia, un aumento de la resistencia R de la caja metálica reduce la magnitud de las corrientes parásitas y, en consecuencia, reduce el calor generado por las corrientes parásitas. Asimismo, el espesor de la envoltura o pared de la caja se minimiza tanto como es estructuralmente posible con el propósito de incrementar adicionalmente la resistencia en la envuelta o pared de la caja. Preferiblemente, la caja metálica tiene un espesor de pared de entre 0,05 y 0,1 mm (entre 0,002 y 0,004 pulgadas), y está fabricada de Titanio_{64} (con el 6% de aluminio y el 4% de vanadio). El Titanio_{64} tiene una resistividad de 177 micro-ohmios por centímetro, que es aproximadamente 60 veces la resistividad del cobre.

De manera alternativa, la caja 12 puede estar fabricada de otro metal, tal como Titanio_{811} (con el 8% de aluminio, el 1% de vanadio y el 1% de molibdeno), Haines_{25} o un material cerámico, tal como el óxido de aluminio (AlO_{x}) o el óxido de zirconio (ZiO_{x}), con patillas cerámicas aisladas de transmisión a su través. Una caja cerámica, sin embargo, requerirá paredes más gruesas, dando lugar a un dispositivo implantado más grande. Además, la caja puede fabricarse de un plástico resistente al agua y estar provista de un sumidero o captador de agua interior para absorber toda la humedad que pueda penetrar paulatinamente a través de la caja de plástico.

La batería 14 es, preferiblemente, una batería de iones de litio recargable, o bien una batería de hidruro metálico de níquel (NiMH). En un dispositivo 10 mejorado de implante en el caracol del oído, que se proporciona a modo de ejemplo de la presente invención, los electrodos de conductor de implante 20 consumen aproximadamente 1 mili-vatio (mW) de potencia de la batería, y el circuito de procesamiento 16 de señal electrónica consume aproximadamente 6 mW de potencia de la batería. Para estos niveles o grados de consumo de potencia, una batería de 300 mW-h durará aproximadamente 50 horas (o aproximadamente 2 días). Una batería de iones de litio recargable típica tiene un tiempo de vida de aproximadamente 500 ciclos de recarga y, si se recarga cada dos días, durará sólo aproximadamente 3 años. Como se explica más adelante, la recarga con mayor frecuencia de la batería puede incrementar el tiempo de vida de la batería.

El calor generado por las corrientes parásitas inducidas en las placas de electrodo de la batería se reduce con el uso de placas 24 que tienen ranuras alargadas 26 cortadas a través de una porción substancial de las placas, tal como se muestra en la Figura 3A. Cada placa de electrodo tiene generalmente un espesor de aproximadamente 0,025 mm (0,001 pulgadas), una anchura de aproximadamente 25 mm (1 pulgada) y una longitud de aproximadamente 25 mm (1 pulgada). Las ranuras se cortan típicamente utilizando una cuchilla u hoja de sierra que tiene un espesor de aproximadamente 0,025 mm (0,001 pulgadas). De esta manera, después del serrado, queda un espacio de separación de aproximadamente 0,025 mm (0,001 pulgadas) entre el material de placa, lo que da lugar a una configuración a modo de peine de dientes o púas conductoras 28. Las púas pueden estar configuradas de modo que se extiendan en una única dirección o en muchas direcciones. El espacio de separación entre las ranuras determina la anchura de las púas conductoras. Con el fin de soportar los campos magnéticos más altos asociados a las velocidades de recarga más rápidas, las ranuras deberán estar separadas unas de otras más estrechamente o a menor distancia, lo que da lugar a unas púas más estrechas. Sin embargo, aunque cortar más ranuras a través de la placa da lugar generalmente a corrientes parásitas inducidas más pequeñas, cada corte reduce la capacidad conductora de la placa e incrementa los costes de fabricación de la batería. Una anchura ventajosa para las púas conductoras es aproximadamente 1 mm (0,040 pulgadas), con un espacio de separación entre ellas de aproximadamente 0,05 mm (0,002 pulgadas). La longitud de la ranura puede acortarse cerca de un punto de fijación del cable de los electrodos, a fin de obtener una capacidad de corriente incrementada en las proximidades del punto de fijación del cable. También, los espacios de separación entre las ranuras pueden rellenarse con un material aislante, tal como el nilón o el polipropileno, u otro material aislante adecuado. De manera adicional, las placas de electrodo, si bien, según se muestran en la Figura 3, tienen una superficie substancialmente cuadrada, pueden tener una gran variedad de formas superficiales y de configuraciones de las ranuras que sean eficaces a la hora de reducir las corrientes parásitas y de rellenar la cavidad de la caja.

Las Figuras 3B y 3C ilustran placas de batería adicionales 24 que pueden utilizarse con baterías de diferentes formas. Cada una de ellas incluye púas 28 separadas por ranuras 26, tal y como se ha descrito en lo anterior.

La Figura 3D muestra la manera como puede formarse una batería de pequeño tamaño, enrollando las placas 24 de las Figuras 3B o 3C. Con independencia de la forma geométrica o del factor de forma de la batería, el objeto de la invención sigue siendo el mismo: el uso de ranuras 26 en la placa 24 que eviten la formación de bucles o circuitos cerrados de corriente, ya que son los bucles de corriente cerrados los que dan lugar a corrientes parásitas no deseadas.

Como se muestra en la Figura 4, la batería 14 se construye a partir de celdas que consisten en capas alternas de unas primera y segunda placas de electrodo, respectivamente 30 y 32. Un primer separador 34 se ha formado de polipropileno y tiene pequeños orificios o poros que permiten al agua y a las sales pasar a través del separador, pero que impiden que las moléculas mayores y los metales pasen a su través. Además, el material del primer separador puede obturar las placas de electrodo. Un segundo separador 36 aísla completamente cada celda o capa de la batería de las celdas adyacentes situadas por encima y por debajo de la capa. Una pasta líquida de resistividad relativamente alta se inserta entre los electrodos y los separadores. Debido a la resistividad relativamente alta de la pasta, la cantidad de calor producida por las corrientes parásitas a través de la pasta es muy pequeña.

El electrodo positivo se confecciona de aluminio y el electrodo negativo se forma de plata o de cobre. La plata tiene una conductividad relativamente mejor (+5%) que la del cobre, pero es generalmente más cara que el cobre. Si un electrodo utiliza una matriz de compuesto químico impregnada, la matriz de compuesto químico puede ser aplicada pintando o revistiendo con la misma las púas conductoras. De forma alternativa, las púas conductoras pueden consistir en alambres largos y delgados que se disponen entrecruzados con tiras químicas impregnadas.

Como se muestra en la Figura 5, la caja metálica 12 se reviste toda ella con una capa delgada de material epoxídico Hysol 38, que tiene un espesor de aproximadamente 0,025 mm (0,001 pulgadas). El material epoxídico es un aislante térmico que tiene una conductancia del calor relativamente baja en comparación con la conductancia del calor de la caja metálica. De esta forma, la capa epoxídica permite a la caja metálica conducir el calor desde zonas localizadas con una temperatura relativamente elevada hasta zonas más frías de la caja, antes de que el calor pueda conducirse a través de la capa epoxídica, lo que impide un aumento substancial de la temperatura del tejido vivo adyacente. En consecuencia, el revestimiento epoxídico permite velocidades de recarga de la batería más rápidas, debido a que se permite la difusión del calor inducido de corriente alterna que se genera en puntos calientes localizados de la caja, lo que da lugar a que el tejido vivo circundante que se encuentra adyacente a los puntos calientes localizados se exponga a temperaturas localizadas bajas. De esta forma, una caja metálica revestida con material epoxídico permanecerá por debajo de la temperatura máxima permisible en la caja para velocidades de carga superiores.

Como se observa en la Figura 6, el circuito 16 se instala en una placa de circuitos 40 que tiene regiones de circuito 42 y líneas o límites 44 imaginarios no conductores. Las líneas no conductoras impiden que se formen grandes bucles de circuito que pueden posibilitar la existencia de grandes bucles de corrientes parásitas en el circuito. El circuito se instala de tal manera que ningún componente ni camino de conducción cruza las líneas de conductancia nula, por lo que se impide la formación de corrientes parásitas de magnitud elevada en el circuito. En una placa de circuitos de múltiples capas, la línea imaginaria de conductividad nula 44 deberá extenderse a través de todas las capas de la placa, o, al menos, deberá imponerse como norma de instalación, para cada capa, la presencia de límites o líneas de conductancia nula 44 similares. En consecuencia, el tendido del circuito se ve limitado a las regiones de circuito, evitando de esta forma las corrientes parásitas de elevada magnitud en el tendido del circuito y reduciendo el calor generado durante la carga de la batería, a fin de proporcionar tiempos de recarga de la batería más rápidos.

En una realización alternativa de la invención, que se muestra en las Figuras 7 y 8, la batería 14' está formada de una cinta o tira de electrodos largos 46' y 48', y separadores 50' y 52', enrollados (bobinados) en una configuración espiral. En el plano de la espiral, el área en sección transversal de los electrodos delgados es muy pequeña, y no hay bucles de corriente cerrados a lo largo de la longitud de cada electrodo, con lo se evita la aparición de corrientes parásitas de elevada magnitud inducidas en los electrodos durante la recarga por medio de la bobina 22'.

En una realización alternativa similar de la invención, que se muestra en las Figuras 9 y 10, la batería 14'' está formada por cuatro componentes de cinta 54 que están unidos entre sí en paralelo y están arrollados en una configuración espiral. Dicha configuración permite, ventajosamente, un tiempo de carga mucho más rápido que lo que lo hace, por ejemplo, la configuración de la Figura 7. Sin embargo, el coste de dicho tiempo de carga más rápido es una capacidad más pequeña, es decir, una corriente en la batería más baja. Los componentes de cinta de una batería real son mucho más largos que se muestran en las Figuras 6 y 7. Asimismo, en aras de la claridad, no se muestran los separadores necesarios entre los electrodos 56 y 58. La resistencia a lo largo de una única cinta puede ser significativa para velocidades elevadas de carga de la batería, durante la cual fluye una corriente significativa a través de la cinta y ello puede dar lugar a una sobrecarga crónica en la batería de las cintas situadas en las proximidades de los terminales de batería, o a una carga insuficiente crónica de las cintas situadas en el extremo superior. Dividiendo la cinta en cuatro cintas más cortas se reduce cualquier diferencial de tensión a lo largo de una única cinta en un factor de cuatro. Por supuesto, es posible utilizar, de acuerdo con la presente invención, un número mayor o menor de cintas que cuatro. Las cintas están unidas en paralelo a través de un anillo central 60 que tiene una superficie conductora exterior 62 que está aislada de una superficie conductora interior 64. El primer electrodo de batería, o electrodo más interior, 56 está unido a la superficie conductora exterior 62. El segundo electrodo de batería 56, o electrodo más exterior, termina más allá del primer electrodo 58, se extiende pasado el primer electrodo y está doblado en ángulo recto y envuelto o enrollado bajo el anillo central de tal forma que entra en contacto únicamente con la superficie conductora interior.

El tiempo de vida de la batería recargable puede mejorarse utilizándola únicamente en zonas de poca exigencia 66 de su intervalo de funcionamiento, tal como se muestra en la Figura 11. Más específicamente, el tiempo de vida del ciclo de la batería recargable se basa en el número de descargas y cargas completas o ciclos que la batería 14 puede efectuar manteniendo sus especificaciones de suministro de potencia. Para una batería de litio, una tensión en la batería de 2,55 voltios indica una batería completamente descargada, y una tensión en la batería de 4,1 voltios indica la carga completa de la batería. Sin embargo, la descarga completa o la carga completa de la batería supone un "esfuerzo" de la batería y limita su vida útil. El funcionamiento de la batería dentro de una zona de relativamente baja exigencia o esfuerzo 66 del intervalo de funcionamiento de la batería puede prolongar significativamente la vida útil de la batería. Por ejemplo, la recarga de la batería cuando su tensión cae hasta 3,0 voltios (el punto 68 en la curva de carga de la batería que se muestra en la Figura 8) y su carga hasta no más que 4,0 voltios (el punto 70 de la curva de carga de la batería) permiten que la batería funcione principalmente dentro de las regiones de bajo esfuerzo de su intervalo de funcionamiento. De esta forma, incluso aunque la batería pueda tener una capacidad suficiente para funcionar durante dos días entre recarga y recarga, la vida útil de la batería puede prolongarse mediante recargas parciales de la batería efectuadas diariamente o dos veces al día.

De forma alternativa, es posible utilizar un contador de culombios o de carga en lugar de, o además de, un medidor del nivel de tensión, a fin de controlar el nivel de carga de la batería. El contador de culombios puede indicar también la eficiencia o rendimiento de potencia de la batería.

De acuerdo con la presente invención, el circuito 16' puede instalarse sobre una tira larga y delgada 72 de un material flexible, tal como el Kapton (marca comercial), tal como se ilustra en la Figura 12. Los componentes de circuito 74 y las pistas de metalización 76 que existen entre los componentes se fijan a la tira flexible. La tira flexible se enrolla entonces en forma de C o en espiral dentro de la caja 12, tal como se muestra en la Figura 13. Como se ha expuesto en lo anterior en relación con la batería en espiral (Figura 7), el circuito 16' con forma de C o de espiral impide los grandes bucles de corriente que podrían dar lugar a grandes bucles de corrientes parásitas durante la carga de la batería.

Sistemas completamente implantables

Los sistemas completamente implantables fabricados de acuerdo con la presente invención se han descrito anteriormente en relación con las Figuras 1C, 1D y 1E.

La Figura 14A muestra una vista en planta, y la Figura 14B una vista lateral, de un tipo de sistema de proximidad completamente implantable y dividido 160 (Figura 1E). En la realización que se muestra en las Figuras 14A y 14B, un ICS 112' está situado próximo a una unidad de SP/PWR implantable 162. El ICS 112' está alojado en el interior de una caja cerámica del tipo descrito en la Patente norteamericana Nº 4.991.582. Se utiliza preferiblemente la cerámica o un material equivalente como material de la caja, a fin de facilitar el acoplamiento magnético a través de la caja. Una pieza metálica de cabecera 115 se ajusta formando un cierre hermético en uno de los extremos de la caja cerámica. Elementos pasantes de transmisión eléctrica situados en la pieza de cabecera 115 proporcionan una conexión eléctrica hermética de los conductores individuales del cable 116 (que va hasta la matriz de electrodos 114, no mostrada en las Figuras 14A y 14B) con los circuitos eléctricos alojados en el interior del ICS 112'.

La unidad de SP/PWR 162 se encuentra alojada en una caja que puede ser metálica, por ejemplo, de titanio, de acero inoxidable o de un material similar que sea compatible con los tejidos corporales, tal como se ha descrito anteriormente. Dos elementos pasantes de transmisión eléctrica 176 pasan a través de uno de los lados de la caja y se fijan a una bobina 172. La bobina está alineada con, y situada sobre, la bobina que está contenida dentro del ICS 112'. La bobina puede estar embebida dentro de un material adecuado, tal como un molde circundante 174, fabricado de caucho de silicona o de otro material adecuado, habiéndose formado dicho molde de tal modo que se adhiera a los lados de la unidad de SP/PWR 162 y del ICS 112'. Un micrófono situado completamente dentro de canal (CIC-"Complete-In-Canal") 134 se coloca en el canal o conducto del oído, adyacente a la posición de implante del ICS 112' y de la unidad de SP/PWR 162. Un enlace de bobinas a distancia acopla la energía magnética dentro del micrófono, el cual la utiliza como fuente de energía para alimentar en potencia sus circuitos internos. El sonido (ondas de presión) detectado por el micrófono se transforma en señales eléctricas que son transmitidas, a través de un transmisor de RF o de otro enlace adecuado, a lo largo de la corta distancia hasta la unidad de SP/PWR 162. Cuando se necesite, puede colocarse una pieza externa de cabeza 136 (conectada a un dispositivo de programación exterior, no mostrado en la Figura 14B) por encima de los dispositivos de implante, sobre la cara exterior de la piel 110 del paciente, a fin de reemplazar en su acción al procesador del habla interno, proporcionar una corriente de carga o de refuerzo al dispositivo implantado, o llevar a cabo funciones de ajuste y/o diagnóstico.

En las Figuras 15A y 15B se ilustra una realización alternativa del sistema de proximidad completamente implantable y dividido 160 (Figura 1E). La Figura 15A es una vista en planta de dicha realización, y la Figura 15B es una vista lateral o de perfil. Como se observa en estas Figuras, el ICS 112' y la unidad de SP/PWR 162 están situados lado con lado, próximos el uno a la otra. Cada unidad tiene aproximadamente el mismo espesor. Unos elementos pasantes de transmisión eléctrica 176', situados en uno de los extremos de la unidad de SP/PWR 162, proporcionan una conexión eléctrica para la bobina 172'. De manera preferida, la bobina 172' incluye una o más vueltas de un alambre adecuado, por ejemplo, un alambre fabricado de uno de los metales nobles, las cuales se mantienen juntas o solidarias para formar un cable, o se mantienen dentro de un conducto flexible adecuado.

Durante la operación de implante, el ICS 112' se implanta de una manera convencional, y la unidad de SP/PWR se implanta de forma análoga, próxima al mismo. El cirujano coloca la bobina 172' de tal manera que ésta rodea al ICS 112', con el cable pasando por encima de la porción de cola de milano del cable 116 de matriz de electrodos. El cirujano que lleva a cabo la operación de implante puede suturar la bobina en su lugar, en caso necesario. Se utilizan un micrófono 134 y una pieza exterior de cabeza 136 junto con la unidad de SP/PWR 162 y el ICS 112', tal como se ha descrito anteriormente.

Aún una realización adicional del sistema de proximidad completamente implantable y dividido 160 (Figura 1E) se ilustra en la Figura 16. Como se muestra en la Figura 16, que muestra una vista de perfil de dicha realización, se disponen apilados uno sobre otro un ICS 112' y una unidad de SP/PWR 162. Para la realización de la Figura 16, se prefiere que la unidad de SP/PWR 162 tenga también una caja cerámica, al igual que el ICS 112', o bien que se diseñe de otro modo, de tal manera que las señales magnéticas puedan pasar a su través sin sufrir una degradación significativa. Una ventaja de la realización de la Figura 16 es que la unidad de SP/PWR 162 no necesita emplear ningún elemento pasante de transmisión hermético. En su lugar, ésta puede comprender una unidad hermética obturada que tenga su bobina dentro de su caja. Una desventaja de la realización mostrada en la Figura 16 es que el apilamiento combinado del ICS 112' y la unidad de SP/PWR 162 tiene al menos un espesor doble que el de las realizaciones de configuración lado con lado, por lo que requiere que se forme una bolsa más profunda en el tejido del paciente durante el implante, y quizá dé lugar a un pequeño bulto o abombamiento en la piel del paciente en el lugar del implante.

Durante la operación de implante para la realización de la Figura 16, la caja de la unidad de SP/PWR 162 se coloca sencillamente sobre el ICS 112' de tal manera que su bobina se alinee con la bobina del ICS 112'. Si se desea, puede insertarse una lámina delgada de ferrita 181, o bien una lámina fabricada de otro material adecuado de baja reluctancia magnética, revestida con un material protector biocompatible adecuado, entre las paredes exteriores de las dos unidades, a fin de ayudar a confinar y concentrar el campo magnético asociado al acoplamiento inductivo, en el área deseada.

Haciendo referencia, a continuación, a la Figura 17, se ilustra en ella un diagrama de bloques funcional simplificado de una realización de un sistema de proximidad 160 (Figura 1E). Debe hacerse hincapié en el hecho de que la configuración que se muestra en la Figura 17 es funcional, y no se pretende que sea limitativa. Se supone que los expertos de la técnica serán capaces de diseñar fácilmente circuitos que lleven a cabo las funciones que se ilustran en la Figura 17 (así como en la Figura 18) a partir de las enseñanzas que se exponen aquí.

Como se observa en la Figura 17, el ICS 112' está fijado a la matriz de electrodos 114 e incluye también dos bobinas 180 y 182. La bobina 180 recibe una señal portadora, la rectifica utilizando unos diodos CR1 y CR2, y la señal rectificada proporciona entonces la potencia de funcionamiento para el ICS. La bobina 182 recibe una señal modulada, de tal manera que dicha modulación contiene los datos que definen y controlan las señales de estimulación que se aplican a los electrodos individuales de la matriz de electrodos.

La unidad de SP/PWR 162 incluye una batería recargable 192, diseñada para funcionar a una tensión de funcionamiento nominal de entre 1 y 2 voltios. Dicha batería 192 proporciona potencia de funcionamiento a los circuitos de extremo o terminal frontal analógico (FE -"Frontal End") 188, a los circuitos de procesamiento de señal digital (DSP-"Digital Signal Processing") y de control 184, y a un circuito de Excitación de Potencia 190. El circuito de excitación de potencia 190 genera la señal portadora que se acopla inductiva o magnéticamente en el interior del ICS 112' por medio de las bobinas 194 y 180. Los circuitos de FE analógico 188 reciben las señales procedentes del micrófono 134 a través de una bobina 186, las amplifican y realizan un tratamiento preliminar con dichas señales para su presentación a los circuitos de DSP/Control 184. Los circuitos de DSP/Control 184 aplican una estrategia de procesamiento del habla seleccionada a las señales detectadas, generan las señales de control de estimulación apropiadas para el ICS, y transfieren dichas señales de control al ICS 112' a través del enlace magnético creado por las bobinas 196 y 182. Un diodo CR3 permite que la potencia recibida a través de la bobina 194 desde una pieza externa de cabeza 136 (por ejemplo, durante una operación de recarga) y que excede de la tensión de la batería 192, se utilice para cargar la batería 192.

Cuando se utiliza un sistema de proximidad del tipo que se muestra en la Figura 17, el tiempo de vida promedio de la batería que puede obtenerse cuando dicho sistema se acopla a un ICS 112' del tipo descrito en la Patente Nº 5.603.726, o a un sistema equivalente, suponiendo las veces de carga por día que se indican y el tipo de batería que se indica, se estima que es según se muestra en la Tabla 1.

TABLA 1 Vida útil estimada de la batería

1

El tipo de batería utilizado para obtener los datos que se relacionan en la Tabla 1 es una batería de NiMH, o batería de hidruro metálico de níquel, que es una batería probadamente segura para los propósitos de los implantes. En la Tabla 1, es de destacar que el acrónimo "CIS" significa una estrategia de "Dispositivo de muestreo intercalado continuo" (Continuous Interleaved Sampler), y es un tipo particular de estrategia de procesamiento del lenguaje que estimula únicamente un par de electrodos en cualquier instante de tiempo. El acrónimo "SAS", por otra parte, significa una estrategia de "Estimulación analógica simultánea" (Simultaneous Analog Stimulation) y es un tipo de estrategia de procesamiento del habla que pueden estimular simultáneamente muchos pares de electrodos al mismo tiempo. De forma no sorprendente, y como se muestra en la Tabla 1, un ICS que funciona de acuerdo con una estrategia de SAS consume más potencia y requiere tiempos de recarga diarios más largos que un ICS que funciona de acuerdo con una estrategia de CIS.

La Figura 18 ilustra un diagrama de bloques funcional de los circuitos principales que se emplean dentro de una realización de sistema con cables de acuerdo con la invención. En su mayor parte, el diagrama de bloques de la Figura 18 incluye circuitos que llevan a cabo las mismas funciones que los descritos anteriormente en relación con la Figura 17. La diferencia principal entre los circuitos del sistema con cables de la Figura 18 con respecto a los circuitos del sistema de proximidad de la Figura 17 es que el sistema con cables utiliza un cable 156 para conectar eléctricamente el ICS 112' con una unidad de SP/PWR 154'. El cable que se muestra en la Figura 18 incluye únicamente dos conductores, y está acoplado mediante un transformador en cada uno de sus extremos. Esto es, la bobina 197, incluida dentro del alojamiento obturado herméticamente de la unidad de SP/PWR 154', está acoplada a través de un transformador con una bobina que se encuentra en el extremo izquierdo (según se muestra en la Figura 18) del cable 156. De forma similar, la bobina 181, incluida dentro del alojamiento obturado herméticamente del ICS 112', está conectada a través de un transformador con un arrollamiento que se encuentra en el extremo derecho del cable 156. Los conductores conectados a las bobinas de los extremos izquierdo y derecho del cable 156 pasan a través de conectadores de transmisión pasante adecuados, pertenecientes a sus respectivas cajas, de tal manera que el cable, en sí mismo, no está obturado herméticamente. En algún punto de los extremos, o a lo largo de la longitud del cable 156, se utiliza un conectador adecuado que permite que el cable sea conectado de forma desmontable entre las dos unidades de implante. Dicha configuración impide, de esta forma, que fluya corriente continua a través del enlace existente entre la unidad de SP/PWR 154' y el ICS 112', lo cual es deseable. De forma preferida, la potencia se transfiere a través del cable 156 como una señal portadora de corriente alterna, y los datos se transfieren como modulación de la señal portadora de corriente alterna.

Es de destacar que pueden utilizarse también otras variantes del cable de conexión 156, como se ha explicado anteriormente. Por ejemplo, el conductor puede comprender un cable de cinco o seis conductores que permite que los datos sean transferidos entre los dos paquetes o unidades a través de dos o tres hilos (conductores), al tiempo que la potencia se transfiere por tres hilos (conductores) a través de una señal trifásica de onda cuadrada de acoplamiento capacitivo. En tal caso, cuando se utilice un acoplamiento capacitivo en cada extremo del cable, no se requiere ningún acoplamiento de transformador. Dicho cable de acoplamiento capacitivo no permite que fluya corriente continua al exterior de la obturación hermética del paquete, tal y como se desea. La señal de potencia trifásica, cuando se recibe en el otro paquete, sencillamente se recombina para crear una señal de corriente continua utilizando conmutación sincronizada, sin la necesidad de condensadores de filtrado y con un rizado despreciable.

En las Figuras 19 y 20 se ilustra un sistema de transmisión trifásica preferido para transferir potencia entre dos dispositivos de implante, tal como la unidad de SP/PWR 154' y el ICS 112'. La Figura 19 es un diagrama de bloques funcional de dicho sistema de transmisión trifásica, y la Figura 20 es un diagrama de formas o perfiles de onda que ilustra el funcionamiento del circuito de la Figura 19. Como se observa en la Figura 19, la batería 14 está conectada a tres conmutadores S1, S2 y S3. (Es de destacar que, si bien estos conmutadores se ilustran como conmutadores mecánicos que incluyen dos terminales y una armadura que se conmuta entre los dos terminales o se coloca en una posición flotante, en la práctica, dichos conmutadores se realizan típicamente utilizando dispositivos de conmutación de estado sólido, como se conoce en la técnica.) Cada conmutador puede adoptar una posición "+", una posición "0" (o de desconexión) y una conexión "-". Cuando se encuentra en la posición "+", la armadura del conmutador se conecta al lado o polo positivo de la batería 14. Cuando se encuentra en la posición "-", la armadura del conmutador se conecta al polo negativo de la batería 14. Cuando se encuentra en la posición "0", el conmutador no está conectado a la batería 14 y está abierto. La armadura de cada conmutador se conecta a un condensador de acoplamiento C y, a continuación, a una patilla o conectador pasante de transmisión eléctrica 202, el cual permite que se establezca una conexión eléctrica desde una posición situada dentro de la caja obturada herméticamente, hasta los tres conductores P1, P2 y P3 que forman parte de (p/o) el cable 156 situado en el exterior de la caja obturada herméticamente, y que interconecta los dos dispositivos de implante del sistema con cables 150 (Figura 1D).

Durante el uso, los conmutadores son controlados utilizando un circuito de regulación temporal convencional (no mostrado) que conecta una o dos de las armaduras a uno de los polos de la batería, al mismo tiempo que la otra armadura se conecta al otro polo de la batería. Durante una transición entre fases, es decir, cuando una armadura se conmuta de una polaridad de la batería a la otra, el conmutador se detiene en su estado "0" con el fin de crear un tiempo muerto o de espera cuando la armadura está en su posición flotante. Esto impide la introducción de cualquier transitorio de conmutación en las líneas de armadura, lo cual genera, a su vez, una tensión de corriente continua limpia o pura cuando las fases P1, P2 y P3 se recombinan en el otro extremo del cable 156, situado en el otro dispositivo de implante. La ventaja de utilizar esta solución es que puede evitarse el uso de grandes condensadores de filtrado que, de otro modo, serían necesarios en el circuito rectificador convencional. El hecho de no tener que utilizar grandes condensadores de filtrado es muy deseable para un dispositivo de implante de pequeño volumen.

Con el fin de ilustrar la operación de conmutación, se hace referencia a la Figura 20, que ilustra las formas de onda de tensión de los conductores trifásicos P1, P2 y P3. Como se observa en la Figura 20, en el instante t1, por ejemplo, P1 está conectado al polo "+" de la batería, P2 está conectado al polo "-" de la batería, y P3 está conectado al polo "+" de la batería. En el instante t1, un circuito de regulación temporal 204, que controla el funcionamiento de los tres conmutadores S1, S2 y S3, reconoce que el conmutador S3 (conectado al conductor P3) necesita comenzar su transición al polo "-" de la batería. En consecuencia, poco después del instante t1, el conmutador S3 se cambia a su estado "0", en el que permanece en el instante t2. Esto significa que la tensión en P3 disminuye hasta cero y permanece en este valor hasta algún tiempo después del instante t2, cuando el conmutador S3 es conmutado al polo "-" de la batería. Entretanto, tanto el P1 como el P2 permanecen conectados de forma estacionaria, respectivamente, a los polos "+" y "-" de la batería, con lo que se proporciona una señal de tensión de corriente alterna pura en el otro polo del cable, a través de los conductores P1 y P2. En el instante t3, el conmutador S3 ha completado su ciclo de conmutación, y es conectado de forma estacionaria al polo "-" de la batería 14, como lo es el conmutador S2, lo que significa que en el instante t3 los P2 y P3 proporcionan, ambos, una señal "-", en tanto que el P1 proporciona una señal "+". En el instante t3, sin embargo, el circuito de regulación temporal 204 interpreta que el conmutador S2 (conectado al conductor P2) necesita comenzar su transición al polo "-". En consecuencia, poco después del instante t3, el conmutador S2 se cambia a su estado "0", donde permanece en el instante t4. Esto significa que la tensión en P2 disminuye hasta cero y permanece en este valor hasta algún tiempo después del instante t4, cuando el conmutador S2 es conmutado al polo "+" de la batería. Este procedimiento o ciclo continúa conforme cada uno de los tres conmutadores S1, S2 o S3 cambia de estado entre sus estados "+" y "-" mediante el paso por su estado "0".

En el extremo de recepción del cable 156, dentro del otro dispositivo de implante, por ejemplo, dentro del ICS 112', se utiliza un circuito de conmutación similar para recombinar las señales con el fin de proporcionar una tensión de corriente continua deseada para alimentar en potencia los circuitos que se encuentran en el dispositivo de implante de recepción. Con el fin de recombinar adecuadamente las señales de P1, P2 y P3, se necesita una sincronización adecuada con los circuitos de regulación temporal contenidos en el primer dispositivo de implante (es decir, los circuitos de regulación temporal que se utilizaron para crear las señales trifásicas y que se encuentran en los conductores P1, P2 y P3). Si bien dicha sincronización puede proporcionarse directamente desde el circuito de regulación temporal 204 a través de un cuarto conductor incluido dentro del cable 156, una solución que se prefiere consiste en tomar la información de sincronización de las propias señales P1, P2 y P3, con lo que se obvia la necesidad de un conductor extra en el cable 156. Esto es, se conoce en el extremo de recepción del cable 156 qué conductor pertenece a qué fase, y el orden o secuencia en que se conmutan las fases. De esta forma, por ejemplo, al efectuar el seguimiento de la señal de P1 en el extremo de recepción, es posible detectar el momento en que se produce la transición entre sus estado "+" y "-". Esta transición, una vez detectada, puede ser utilizada a continuación para disparar o activar los circuitos de sincronización adecuados dentro del dispositivo de implante receptor, con el fin de reproducir fielmente las señales de regulación temporal necesarias para recombinar las señales trifásicas de P1, P2 y P3.

Si bien la presente invención se ha descrito en términos de un dispositivo de implante en el caracol del oído, y aunque ciertas características de la invención resultan particularmente adecuadas para su uso en un dispositivo de implante en el caracol del oído, es necesario hacer hincapié en el hecho de que las características de corrientes parásitas reducidas de la invención, así como las características de implante completo y dividido de la invención (por ejemplo, separando diversas funciones en paquetes o unidades independientes, implantadas y acopladas), pueden aplicarse a otros dispositivos de estimulación neuronal o muscular susceptibles de ser implantados, o bien a otros dispositivos implantables.

De esta forma, aunque la invención aquí expuesta ha sido descrita por medio de realizaciones y aplicaciones específicas de la misma, pueden realizarse numerosas modificaciones y variaciones en la misma por parte de los expertos de la técnica, sin apartarse del ámbito de la invención, establecido en las reivindicaciones.

Claims (16)

1. Un sistema de implante (160) que comprende dos carcasas o cajas, a saber, una primera caja (112') y una segunda caja (162); circuitos eléctricos (16) que proporcionan una función deseada de estimulación/detección; medios de recarga (22), destinados a recibir potencia eléctrica inducida desde campos magnéticos externos de corriente alterna; y una fuente de potencia recargable (14), acoplada a los medios de recarga y a los circuitos eléctricos; en el que los circuitos eléctricos (16) se encuentran alojados dentro de la primera caja (112') y en el cual los medios de recarga (22) y la fuente de potencia (14) están alojados en el interior de la segunda caja (162); y en el cual el sistema de implante se caracteriza por:

medios para acoplar eléctricamente las primera y segunda cajas entre sí, que comprenden un esquema de acoplamiento inductivo que incluye una primera bobina, asociada con la primera caja, y una segunda bobina, asociada con la segunda caja, estando las primera y segunda bobinas alineadas una con otra con el fin de permitir que las señales de corriente alterna se acoplen entre sí.

2. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 1, en el cual la fuente de potencia recargable es una batería recargable que tiene unas primera y segunda placas de electrodo (24) que están configuradas para reducir la magnitud de las corrientes parásitas inducidas en los electrodos de la batería por los campos magnéticos externos de corriente alterna durante la recarga de la batería.

3. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 2, en el cual cada electrodo de batería es relativamente plano y tiene una pluralidad de ranuras (26) que se extienden a través de una porción substancial del electrodo, a fin de generar regiones del electrodo que tienen, cada una de ellas, una forma relativamente larga y delgada.

4. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 2 o la reivindicación 3, en el cual los primer y segundo electrodos comprenden electrodos largos y delgados que están bobinados en espiral.

5. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 4, en el cual los primer y segundo electrodos bobinados están conformados con la forma de una pastel o torta relativamente plana que ocupa más del cincuenta por ciento del volumen interior de la caja.

6. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 2, en el cual los medios de recarga comprenden una bobina (22) situada dentro de dicha caja (12), e incluyen adicionalmente una fuente de potencia exterior (15) destinada a acoplar la potencia de funcionamiento a la bobina (22), a fin de suministrar potencia de funcionamiento a los circuitos eléctricos (16), que complemente la potencia de funcionamiento proporcionada por la batería (14).

7. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 2, en el cual los medios de recarga incluyen una bobina (22), situada dentro de dicha caja (12), y que incluye adicionalmente una fuente de potencia exterior (15) para acoplar la potencia de funcionamiento con la bobina (22), a fin de proporcionar potencia de funcionamiento al circuito eléctrico (16), que reemplace la potencia de funcionamiento proporcionada por la batería (14).

8. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 2, en el cual la batería recargable consiste en una batería de NiMH.

9. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 1, en el cual la primera bobina se ubica dentro de la primera caja y la segunda bobina se encuentra en el exterior de la segunda caja, pero está conectada eléctricamente a los circuitos contenidos en la segunda caja.

10. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 1, en el cual la segunda bobina está embebida dentro de un material (174) que mantiene la bobina contra la superficie exterior de la primera caja.

11. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 1, en el cual la segunda bobina está envuelta o arrollada alrededor de la primera caja.

12. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 1, en el cual la primera bobina se encuentra dentro de la primera caja y la segunda bobina se encuentra dentro de la segunda caja, y las primera y segunda cajas consisten, cada una de ellas, en cajas relativamente planas que se disponen apiladas una sobre otra.

13. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 1, en el cual los medios de acoplamiento comprenden un cable retirable o desmontable que conecta eléctricamente los circuitos contenidos en la primera caja con los circuitos eléctricos contenidos en la segunda caja.

14. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 13, en el cual el cable está acoplado a través de un transformador, en cada extremo o terminal de los circuitos, con las respectivas primera y segunda cajas.

15. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 13, en el cual el cable está acoplado capacitivamente, en cada extremo o terminal de los circuitos, con las respectivas primera y segunda cajas.

16. El sistema de implante de acuerdo con la reivindicación 15, en el cual el cable acoplado capacitivamente incluye al menos tres conductores, y en el cual se utilizan circuitos de conmutación trifásicos dentro de las respectivas primera y segunda cajas, para transferir potencia desde la fuente de potencia de la segunda caja a los circuitos contenidos en la primera caja.