JP2010504179A - インプラント装置 - Google Patents

Abstract

インプラント装置（１０）は、少なくとも１つの刺激電極（１７）によって周囲の組織へ電気的刺激信号を送り出すために使用される。装置（１０）は、外部より供給された信号からアナログ電圧パルス（７３）形式の有用信号（Ｄ）を生成するセンサーユニット（２６）と、この有用信号（Ｄ）から刺激信号（Ｅ）を生成する出力段（２８）とを有する。出力段（２８）は、組織（６４）に接続可能な外部アース（２９）に関して時間平均すると実質的にはＤＣ電圧を持たない刺激信号（Ｅ）を送り出す。
【選択図】 図１

Description

本発明は、外部より供給された信号からアナログ電圧パルス形式の有用信号を生成するセンサーユニットと該有用信号から刺激信号を生成する出力段とを備え、少なくとも１つの刺激電極によって周囲の組織に対して電気刺激信号を送り出すために使用されるインプラント装置に関する。

最近、人体における一定の生理機能を支援もしくは代替するため、または知覚を支援、たとえば知覚を取り戻すために、このような装置がしばしば使用されている。このような装置の例として、心臓ペースメーカー、人工内耳、網膜インプラント等が挙げられるが、これらに限定されない。

また、例として、接触する網膜の細胞に対して電気刺激信号を送り出す多数の刺激電極を備えた、眼内埋め込み用能動型網膜インプラントが挙げられる。この信号送出過程において、多数の画素が入射光を刺激信号に変換する。

このような網膜インプラントは、たとえば、国際公開第２００５／０００３９５号パンフレットにより知られており、その開示内容は引用により明示的に本願に組み入れられる。

該公知の網膜インプラントは、網膜変性による失明に対処するために使用される。基本的概念としては、超小型の電子刺激チップを患者の眼内へ埋め込み、失われた視力の代わりに神経細胞の電気的興奮を利用するものである。

この種の人工網膜の構成については、異なる２つのアプローチが考えられる。網膜下のアプローチでは、外網膜と網膜の色素上皮との間に存在する網膜下スペースに刺激チップが埋め込まれ、この刺激チップに組み込まれたフォトダイオードアレイに周辺光が入射すると、神経細胞に対する刺激信号に変換される。このようにして、該網膜インプラントは、変性した網膜に残った正常なニューロン、すなわち水平細胞、双極細胞、アマクリン細胞、さらにおそらくは神経節細胞をも刺激する。

フォトダイオードまたはより複雑なエレメントのアレイに入った視認画像は、このように電気刺激パターンに変換され、次いでこの「自然のコンピュータ」から内網膜の神経節細胞へ伝達され、そこから視神経によって視覚野へと導かれる。言いかえれば、網膜下のアプローチは、視認画像に相当する神経インパルスを正常な方法で視覚野に供給するために、以前は存在したものの現在では変性または欠損している光受容体の、神経節細胞を備えた自然の回路を利用するものである。

これに対し、網膜上のアプローチでは、適切な方法で相互に通信し合う眼外装置と眼内装置から成る装置を使用する。眼外装置は、入射光すなわち画像情報を読み取るためのカメラと、それを刺激パターンとして眼内装置へ送信するための超小型電子回路とを含む。眼内装置は、内網膜のニューロンに接する電極アレイを含み、これによってそこに位置する神経節細胞を直接刺激する。

網膜下のアプローチが光の伝達および生来の網膜への刺激を追求しているのに対し、網膜上のアプローチでは、画像情報を外部で変換し、視覚野が「理解」できるような電気パルスの時間的空間的刺激パターンにする必要がある。

多くの刊行物により、刺激電極から接触している細胞への刺激信号の送信には特別な注意が必要であることが知られている。これは、刺激電極と接触している組織との間の結合が容量性を有するためであり、よって刺激に使用できるのは過渡信号のみである。この容量性結合は、眼内の電極と電解質との界面において、電極分極の結果として静電容量（ヘルムホルツの二重層）が形成されるという事実に基づくものである。

したがって、前述した国際公開第２００５／０００３９５号パンフレットによる網膜下インプラントでは、入射光は、約５００μｓのパルス長と好ましくは５０ｍｓのパルス間隔とを有する単相陽極電圧パルスに変換され、結果として繰り返し周波数は２０Ｈｚとなるが、これは、フリッカーフリーな（ちらつきのない）視覚を得るには十分であり、かつ周囲の明度が低い場合の生理的なフリッカーの周波数に相当することが判明している。

また、５０ｍｓというパルス間隔は、電極の分極を完全に元に戻すためにも十分である。それぞれの陽極電圧パルスによって組織へと供給される刺激電流が送り出された後、インプラントからの出力は短絡スイッチによってインプラントのアースに接続され、その結果、ヘルムホルツの二重層の静電容量が再び放電し、時間平均すると、組織への実質的な電荷輸送はなくなる。

Ｈｕｍａｙｕｎらは、“Ｐａｔｔｅｒｎ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ｈｕｍａｎ Ｒｅｔｉｎａ”， Ｖｉｓｉｏｎ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ３９， （１９９９）， ２５６９−２５７６において、それぞれ２ｍｓの陰極相、中間相および陽極相を有する２相パルスを使用した網膜上の刺激に関する実験について報告している。４０〜５０Ｈｚの刺激周波数、すなわち生理的なフリッカーの周波数をかなり上回る周波数では、２名の患者においてフリッカーフリーな知覚を観察することが可能であった。

Ｊｅｎｓｅｎらは、“Ｒｅｓｐｏｎｓｅｓ ｏｆ Ｒａｂｂｉｔ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｇａｎｇｌｉｏｎ Ｃｅｌｌｓ ｔｏ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ａｎ Ｅｐｉｒｅｔｉｎａｌ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ”， Ｊ． Ｎｅｕｒａｌ Ｅｎｇ． ２， ２００５， １６−２１において、ウサギ網膜神経節細胞の興奮について報告している。パルス長１ｍｓの陽極電流パルスおよび陰極電流パルスを用いた場合、内網膜における該神経節細胞の興奮の平均潜時は１１〜２５ｍｓであることが観察された。

ＪｅｎｓｅｎおよびＲｉｚｚｏは、“Ｔｈｒｅｓｈｏｌｄｓ ｆｏｒ Ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ｏｆ Ｒａｂｂｉｔ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｇａｎｇｌｉｏｎ Ｃｅｌｌｓ ｗｉｔｈ ａ Ｓｕｂｒｅｔｉｎａｌ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ”， Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ Ｅｙｅ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ２００６， １−７において、パルス長が０．１〜５０ｍｓである単相電流パルスによるウサギ摘出網膜の網膜下刺激実験について報告しており、ここでは約２５ｍｓの潜時が観察された。

しかしながら、現時点では、網膜下インプラントの場合でさえ、電気刺激信号を生成するためのエネルギーを有効入射光自体から得ることはできず、補足的な外部エネルギーが必要となる。同時に埋め込まれたバッテリーによってエネルギーを供給されるケーブルのないインプラントは、心臓ペースメーカーにおいてはかなり以前から利用されてきたが、網膜インプラントや人工内耳のような他の多くのインプラントは、寸法が小さいことおよび生理学的制約により、恒久的な外部エネルギー供給を必要としている。

網膜インプラントの場合、この外部エネルギーは、不可視光を補助的に照射するか、もしくはたとえばコイル等によって外部から誘導的に伝送することによって供給されるか、またはケーブルを用いて供給される。

したがって、国際公開第２００５／０００３９５号パンフレットにより公知であるインプラントでは、赤外光の照射または誘導伝送される赤外エネルギーによって電気エネルギーをワイヤレスで供給しており、インプラントを制御するための情報を、この外部から供給される外部エネルギーに含ませることが可能となっている。

米国特許出願公開第２００４／０１８１２６５号明細書には、周辺光のみによって動作し、エネルギー供給にも画像情報の提供にも外部部品を使用しない網膜インプラントが開示されている。該公知のインプラントは、光電池が埋め込まれたフィールドを含み、これらの光電池は周辺光に反応して、同様に埋め込まれた刺激チップのための電源電圧を生成する。これらの光電池は、眼球内を走るケーブルを介して、前記チップに接続されている。

刺激チップは多数の画素を含み、各画素には受光回路と電極とが接続されている。この電極は、持続時間が１ｍｓかつ繰り返し数が２５Ｈｚである２相パルスを使用して網膜の細胞を刺激する。この２相パルスは、時間平均すると周囲の組織への電荷輸送が起こらないように設計される。

しかしながら、ヒトに応用するための十分な質を備えたワイヤレス網膜インプラントは、現時点ではまだ利用できるようになっていない。そのため、現在のところ、網膜上インプラントに加え、必要な外部エネルギーがケーブルを介して供給される網膜下インプラントも使用されている。

ゲケラーらは、印刷に先行して電子出版された “Ｃｏｍｐｏｕｎｄ ｓｕｂｒｅｔｉｎａｌ ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ ｗｉｔｈ ｅｘｔｒａ−ｏｃｕｌａｒ ｐａｒｔｓ ｄｅｓｉｇｎｅｄ ｆｏｒ ｈｕｍａｎ ｔｒｉａｌｓ： ｓｕｃｃｅｓｓｆｕｌ ｌｏｎｇ−ｔｅｒｍ ｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎ ｉｎ ｐｉｇｓ”， Ｇｒａｅｆｅ‘ｓ Ａｒｃｈ Ｃｌｉｎ Ｅｘｐ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ （２８ Ａｐｒｉｌ ２００６）において、たとえば、眼内に埋め込まれたチップに対し、外部エネルギーと制御信号とがケーブルを介して供給される網膜下の網膜インプラントについて記載している。

一般にインプラントにはＤＣ電圧で駆動する集積回路が存在する一方、インプラント自体には利用可能なスペースがほとんどないため、公知のインプラントでは、ＤＣ電圧が直接供給されている。ＡＣ電圧を供給する場合も、インプラント上に必要となる整流器、特に、必要な平滑コンデンサが、あまりにも多くのスペースを要するため、技術的に実用可能な方法で集積回路に実装することができなかった。これらは特に網膜下の網膜インプラントにおいて生じる問題であるが、他のインプラントにおいても、当然のことながら、省スペース設計が必要である。

しかしながら、ケーブルによるＤＣ電圧供給も、長期的にはケーブルを取り巻く組織における電解腐食という経過をたどるため、インプラントへのこの種の外部エネルギー供給もまた、満足できるものには至っていない。

上記のことを考慮すると、本発明の目的は、好ましくは簡単な電気回路を使用することによって、最初に述べた装置における刺激信号の送出を改善することである。

本発明によれば、冒頭で述べた装置の場合、出力段が、組織に接続可能な外部アースに対して、時間平均すると実質的なＤＣ電圧のない刺激信号を送り出すことによってこの目的は達成される。

このようにして、発明の基をなす目的は完全に達成される。

すなわち、本願発明者らは、電圧を供給するケーブルの領域だけでなく刺激電極の領域においても周囲組織の電解腐食防止が可能であることを認識したのである。

冒頭で述べたように、平均すると組織への電荷輸送のない刺激電流の２相設計は国際公開第２００５／０００３９５号パンフレットにより既知であるが、該既知の網膜インプラントは、本発明が今提供しようとする、時間平均するとＤＣ電圧のない刺激を有するものではない。

この場合、ＤＣ電圧のない刺激パルスが電源供給の種類とは関係なく、すなわちワイヤレスで供給されるインプラントの場合にも送り出されることは好都合である。

これに関連して、該装置が外部アースに対して実質的に対称なＤＣ供給電圧と電気的アースを有することが好ましく、それによって出力段が、それぞれ２つの異なる位相を有するパルスシーケンスとして刺激信号を刺激電極に供給するインバータを含むことが好ましい。

この方法の利点は、単純な回路を使用して、時間平均すると外部アースに対してＤＣ電圧のない刺激信号を送信できることであるが、これは、外部アースすなわち患者に対して負の電圧をチップに供給するからである。

ここでは、インバータにより、単純な回路を使用して電圧パルスの極性を反転させることが可能となる。２相刺激信号が外部アースに対して対称である結果として、ごく短時間でＤＣ電圧のない状態となる。電解腐食をもたらす可能性のある連続的な電圧が存在するのは、この間に限られる。しかしながら、逆の電圧パルスは、２相パルスのこの短い時間にも既に送り出されている。

この過程において、インバータがセンサーユニットの出力と刺激電極との間で互いに並列に接続された２つの分岐を有し、該分岐がそれぞれの出力において実質的に方形の第１のＡＣ電圧に接続された第１のカレントミラーを含み、該分岐の一方が実質的に方形の第２のＡＣ電圧に接続された第２のカレントミラーを含み、該第２のカレントミラーはセンサーユニットと第１のカレントミラーとの間に接続されていることが好ましい。

この方法は、電圧パルスの極性反転のための見事な解決策を提供し、同時に電流の取り込みが非常に少なく、また、特に方形ＡＣ電圧の位相変化によってインバータを制御できることから、とりわけ回路構成上有利である。

したがって、すべてを考慮すると、インバータが電圧パルスの極性を、ＡＣ電圧に同期して外部アースに対して反転させることは好ましい。

この方法の利点は、外部からもたらされ、どのような場合にも存在する外部ＡＣ電圧の極性反転を、同時に外部アースに対する電圧パルスの極性反転に利用できることである。この結果、時間平均すると外部アースに対してＤＣ電圧のない刺激インパルスがもたらされる。

しかしながら、チップ上で生成されるかあるいは外部から供給される制御信号によって極性反転を行うことも可能である。

したがって、通常、上記装置が電気エネルギーを供給するための供給ユニットに接続可能な入力段を備え、該供給ユニットがケーブルを介して該装置に接続され、該ケーブルによって入力段に対して少なくとも１つの実質的に方形のＡＣ電圧を供給し、この電圧を時間平均すると、組織に接続可能な外部アースに対して、少なくとも実質的なＤＣ電圧は存在しないことが好ましい。

この方法の利点は、新しい装置の供給源もまた、時間平均すると少なくとも実質的にはＤＣ電圧を持たないことである。

すなわち、本願発明者らは、インプラントにＤＣ電圧を供給することも、ＡＣ電圧を供給して整流することも必要ないと認識したのである。もっと正確に言うと、電源として実質的に方形のＡＣ電圧を供給すれば、時間平均すると少なくとも実質的にはＤＣ電圧が存在しないような電位レベルの選択ができる。この方法によれば、供給側においても、厄介な電解腐食の少なくとも大半は回避される。

この理由から、ＤＣ供給電圧に変換されるはずである方形ＡＣ電圧がインプラント（以下チップとも呼ぶ）に供給される。最も単純な例では、正パルスすなわち半波だけをＤＣ供給電圧として使用することで、結果的にコンデンサによる平滑化の必要のないある種のパルスＤＣ電圧がもたらされるという価値ある事実によって、この方法は既に可能となっている。例を挙げれば、パルス持続時間が数百ｍｓと比較的長い場合、正電圧パルスに同期してチップ上の回路のスイッチを切ることが可能である。また一方で、たとえばブリッジ整流器を使用した場合と同様に、単純な切り替えスイッチまたはインバータを使用して、外部方形ＡＣ電流の負の半波についていわゆる上方への折り返しを行うこともまた可能である。

この場合、ＤＣ供給電圧はまだ電圧パルスを含み、前記パルス間に極性変化中の有限パルス端勾配によって生じる小さな電圧ギャップを伴うが、このようなパルスＤＣ供給電圧をインプラントの電源用に使用することは可能であり、とりわけ上述したように、電圧ギャップすなわち電圧降下の間、該電子装置のスイッチが切られる場合においては、最も単純な例としては、対応する整流器の出力においてＤＣ供給電圧のスイッチを切ることにより、達成することができる。

言いかえると、本発明に従って実質的に方形のＡＣ電圧を電源として使用することにより、チップ上での平滑化または安定化の必要がなくなるため、省スペース入力段を設計する可能性が出てくる。

また一方では、もし必要であれば、所望の平滑化は、切り替え時間が十分に短く、この間の電流取り込みが十分に小さければ、いずれの場合にもチップ上の寄生容量を利用することにより達成できる。

ある改良形態においては、供給ユニットが入力段に少なくとも２つの実質的に方形のＡＣ電圧を供給することが好ましい。これらのＡＣ電圧は、時間平均すると、外部アースに対して少なくとも実質的なＤＣ電圧は持たず、互いに関して位相シフトされている。

この方法の利点は、２つのＡＣ電圧の一方が整流されるときに生じる電圧降下すなわちギャップを、位相シフトの結果他方のＡＣ電圧によって相殺できることである。したがって、時間平均すると実質的にはＤＣ電圧を持たない電気エネルギーをケーブルで供給することにより、コンデンサの使用によらず、一定の、あるいは少なくとも実質的には一定のＤＣ電圧を、単純な回路を使用して供給することが可能となる。

また一方では、入力段が、ＡＣ電圧を整流して足し合わせ、ＤＣ供給電圧を作り出すための整流回路を含むことが好ましい。

この場合の利点は、２つの方形ＡＣ電圧自体の振幅がそれぞれ、実際に必要とされるＤＣ供給電圧のおよそ半分で済むことである。たとえば、２つの供給電圧が外部アースに対して＋１．５Ｖおよび−１．５Ｖのパルスシーケンスを有する場合、該電気的アースに対して３ＶのＤＣ供給電圧をチップ上に生成することができる。

２つのＡＣ電圧の電圧ステップを小さくすることにより、時間平均すると実質的なＤＣ電圧のない電圧供給が達成されることに加えて、電解腐食の原因となる印加電圧もまた低くなるという、さらなる利点が得られる。

この場合、入力段は、ほぼ同一の曲線形状およびほぼ同一の振幅を示しつつ、互いに少なくとも実質的に反転した状態にある第１および第２のＡＣ電圧を供給されることが特に好ましい。

この方法の利点は、整流回路の設計を非常に単純化できることであるが、これは、外部から供給される方形ＡＣ電圧が対称であるため、同等な回路すなわちミラー回路を利用してこれら２つのＡＣ電圧を整流できることによる。

上述したように、これら２つのＡＣ電圧もまた、該インプラントの出力に備えられた反転整流器の反転を制御するために使用することができる。

さらに、整流回路が、電気的アースとＤＣ電圧とが外部アースに対して対称となるように、第１および第２のＡＣ電圧からＤＣ供給電圧を生成することが好ましい。

この方法により、外部から供給される電圧の整流が非常に単純になるが、それぞれの場合において、この整流回路を介して、負のパルスは電気的アースに、また正のパルスはＤＣ供給電圧に接続される。外部アースに対するこの対称性は、２つの方形ＡＣ電圧がそれぞれ外部アースに対して対称であることによる。

したがって、これに関連して、整流回路は、それぞれ他方のＡＣ電圧によって作動する、それぞれのＡＣ電圧用スイッチを備えることが好ましい。

この方法により、非常に単純な整流回路設計が可能になる。２つのＡＣ電圧の正のパルスは、他方のＡＣ電圧の負のパルスによってスイッチが作動すると、それぞれ互いの位相オフセットに応じてそれぞれのＤＣ供給電圧に切り替えられる。ＡＣ電圧の負のパルスは、それぞれ他方のＡＣ電圧の正のパルスにより作動する対応するスイッチによって、同様に電気的アースへと切り替えられる。

したがって、これに関連して、整流回路は、出力電極において並列に接続された２つの電界効果トランジスタをそれぞれ有する２つの分岐を備え、第１の分岐における出力電極が電気的アースを成し、第２の分岐における出力電極がＤＣ供給電圧を送り出し、各電界効果トランジスタは、入力電極において２つのＡＣ電圧の一方に接続され、制御電極において２つのＡＣ電圧の他方に接続されていることが好ましい。

この方法は、上述した整流を実施するための、技術的に特に単純かつ理にかなった方法であり、一方のＡＣ電圧は、それぞれ他方のＡＣ電圧によって切り替えられる。この場合、電界効果トランジスタは、一方では電力消費が非常に低いスイッチとして、また他方では従来の整流ダイオードと比較して順電圧が非常に低いスイッチとして使用される。これにより、互いに１８０度位相シフトした２つの方形ＡＣ電圧から、実質的に、絶えず一定のＤＣ供給電圧を作り出すことが可能になる。ここでの電圧降下は、該パルスのパルス端遷移においてのみ生じる。

この問題に対処するには、第２の分岐の出力が、ＡＣ電圧の外部アースに対する極性が変化する際に常に開放されているスイッチを介してＤＣ供給電圧に接続されていることが、さらに好ましい。

既に上で言及したように、こうしてスイッチが開放状態にある時間をきわめて短くすることにより、一定のＤＣ電圧を供給することが可能になる。

他方、電圧の小さなギャップは、たとえば、互いに反転し、第１の組に対して位相シフト（１８０度に等しくはない）した実質的に方形のＡＣ電圧の第２の組を入力段に供給することによって埋めることができる。これら２組のＡＣ電圧によって生成されたＤＣ供給電圧を重ね合わせることにより、電圧降下のない時間的に一定のＤＣ電圧を生成することができる。

ＡＣ電圧がいずれも、電圧が一定であるトップ位相および外部アースに対する極性が変化する短いパルス端位相を有する台形の電圧形状を有し、トップ位相の持続時間が長くとも１００ｍｓ程度であることがさらに好ましく、パルス端位相はトップ位相の１０％以下であることが好ましく、０．０５％より大きく、かつ１％未満であることが好ましい。

この場合の利点は、適正に行われている整流においてＲＦ妨害を導く可能性のある非常に急勾配のパルス端が使用されず、またトップ位相の持続時間が、生理学上の理由により組織に送り出すことが可能な刺激インパルスの繰り返し周波数に一致することである。

原理的には、この場合、トップ位相、パルス端位相および繰り返し周波数を任意に設定することは可能である。純粋に電子的な観点からすると、ここで適当とする５〜１００ｍｓのパルスより実質的に短い、または実質的に長いパルスを処理することも可能である。

しかしながら、上述の概略値が、特に網膜インプラントの場合においては実用的であることが、実験によって確認されている。

これは、出願人である科学者が、管轄の倫理委員会により承認を受けた実施計画書に従って、冒頭で言及したタイプの能動型網膜インプラントをインフォームドコンセントを得た患者２名の網膜下に埋め込み、特に、異なる繰り返し周波数およびパルス持続時間が視覚認知に与える影響について研究を行った事実によるものである。この目的のために、該インプラントは、直接刺激される各電極が２８０μｍ間隔で配置された電極マトリクスを備えていた。パルス波形、パルス持続時間、およびパルス繰り返し周波数は、外部の電子機器を使用して個々に調節することが可能であった。

この過程において、盲目患者の網膜を、持続時間が４ｍｓ以内の陽極開始２相パルスを使用し、電極によって網膜下で刺激した。異なる繰り返し周波数を印加したとき、すなわち、一定の周波数の「フラッシュ」を連続的に与えて刺激した場合、患者の視覚認知に関して以下のことが観察された。

約１０Ｈｚを超える高い周波数の場合には、患者は、フラッシュを短時間しか感じず、その後、このフラッシュの主観的認知は消失した。

一方、平均周波数１０Ｈｚ未満の電気刺激の場合には、刺激インパルスは少なくとも数秒間、個別のフラッシュとして認知された。また、数Ｈｚ以下の周波数では、それぞれのフラッシュは個別のフラッシュとして感じられ、この認知は数分間にわたって安定して維持された。

したがって、ほぼ方形のＡＣ電圧パルスの繰り返し周波数が刺激パルスの繰り返し周波数に相当する場合、制御信号をＡＣ電圧から直接得ることができる。

さらに、センサーユニットがその出力において出力増幅器を有し、ＡＣ電圧の外部アースに対する極性が変化するときには常に、該増幅器の出力は制御信号によって遮断されていることが好ましい。

さらに、この方法は、センサーユニットの出力パルスがいわばＡＣ電圧のパルス端に対して対称な２つのパルスに変換されるため、時間平均するとＤＣ電圧を持たないよう送り出される刺激パルスを得るために該２つのパルスの一方のみを極性反転すればよいことから、回路構成上有利である。

最後に、インバータがその出力において、１つの電圧パルスが終わる度に出力を外部アースに短時間接続するスイッチを有し、これによって該パルス間隔の間、該電圧パルスの振幅が内部アースに接続されることが好ましい。

この方法の利点は、冒頭で述べた国際公開第２００５／０００３９５号パンフレットにより原理的には既に知られているように、電圧パルスによって充電された刺激電極上のヘルムホルツ静電容量が急速に再放電することである。

したがって、通常、上記装置が能動型網膜インプラントであり、そのセンサーユニットが入射光を電気的信号に変換する多数の画素セルを含み、該センサーユニットが該電気的信号を利用してペイロードすなわち一定のパルス持続時間とパルス間隔を有するアナログ電圧パルス形式の有用信号を生成し、このパルスの振幅は入射光それぞれの強度に依存することが好ましい。

この方法は、冒頭で言及した国際公開第２００５／０００３９５号パンフレットによって既知であるため、関連する利点については該文献を参照されてもよい。

さらなる利点が、本明細書および添付の図面から導かれる。

上述した特徴および以下で述べる特徴が、個々に指定した組合せに限定されず、本発明の範囲から逸脱することなく他の組合せまたは単独で使用できることは理解されるであろう。

本発明の一実施形態を、以下の記述においてより詳細に説明し、図面に表すこととする。

インプラント装置（ここでは網膜インプラント）の略図である（縮尺は正確ではない）。 図１の網膜インプラントが挿入されたヒト眼球の略図である（縮尺は正確ではない）。 図１の網膜インプラントの略図である。 図３の網膜インプラントの入力段の略図である。 図４の入力段の整流回路における２つの分岐の略図である。 図３の網膜インプラントのセンサーユニットおよび出力段の略図である。 図４の入力段ならびに図６のセンサーユニットおよび出力段における種々の制御信号とその波形の略図である。

図１は、インプラント装置１０を概略的に示したものであるが、寸法は縮尺に忠実ではない。ケーブル１１は、電気エネルギーと制御信号とを装置１０に供給するための供給ユニット１２に、装置１０を接続するために使用されている。固定ラグ１４は、インプラント１０を埋め込むべき人の体にケーブル１１を取り付けるために、ケーブル１１に沿って配置される。

装置１０は、神経細胞を興奮させる任意のインプラントであってよい。ここでは、装置１０は能動型網膜インプラント１５であり、神経細胞に対して刺激信号を送り出すための刺激電極１７を配置したキャリアであるフィルム１６を有する。

図１の網膜インプラント１５は、ヒトの眼球１８への埋め込みを目的として設計されたものであり、図２はこれを非常に簡略化して示すものである。単純化するために、水晶体１９、およびインプラント１５が埋め込まれた網膜２１のみを示す。インプラント１５は、色素上皮と光受容体層との間に形成されたいわゆる網膜下スペースに挿入されることが好ましい。光受容体層が変性または消失している場合、該網膜下スペースは、色素上皮と、双極細胞および水平細胞の層との間に形成される。この過程で、図１に示すように、網膜インプラント１５は刺激電極１７によって網膜２１の細胞に刺激信号を送ることができるように配置される。

矢印２２で示され、その光路が２３に見られる可視光２は、水晶体１９を介してインプラント１５に届き、そこで電気的信号に変換され、さらに刺激信号に変換される。

ケーブル１１が、眼球の側方から外部へ導かれ、固定ラグ１４によって鞏膜の外側に固定され、外部の供給ユニット１２に接続していることが理解されるであろう。

さらに、供給ユニット１２は眼球外、たとえば患者の頭蓋骨、に固定されるが、その方法についてはこれ以上詳細な説明は行わない。電気エネルギーが供給ユニット１２からインプラント１０へ送り込まれ、同時にインプラントの機能に影響を及ぼす制御信号を、たとえば冒頭で述べた国際公開第２００５／０００３９５号パンフレット（その内容はすべて本願の内容に組み入れられる）に記載の方法で送信することが可能となる。

図１および図２において、各寸法、特に網膜インプラント１５、固定ラグ１４、および外部供給ユニット１２の寸法が原寸に比例したものではなく、互いの比率も正確なものではないことにも言及しておくべきであろう。

図３は、図１の能動型網膜インプラント１５の構成を概略的に示すものである。まず、フィルム１６上に入力段２５が認識できるが、この入力段にはケーブル１１を介して外部からエネルギーが供給される。入力段２５はセンサーユニット２６に接続され、該センサーユニットはこの場合多数の画素セル２７を有し、該画素セルは入射可視光を電気的信号に変換するものであり、該電気的信号は各画素セルの隣に示した刺激電極１７によって網膜の神経細胞へと送り出される。

出力段２８は、画素セル２７により生成した有用信号を処理し、それに対応する刺激信号を生成する。該刺激信号はセンサーユニット２６すなわち刺激電極１７へと送り返される。

これに関連して、図３が網膜インプラント１５の論理設計を再現する単なる概略図であることに言及しておくべきであろう。個々の構成要素の実際の幾何学的配置に関しては、たとえば、各画素セル２７がその直接近傍に出力段を有する場合がある。

インプラント１５は、２９で示す外部アースによって、該インプラントが挿入されている組織に接続されている。さらに、別の電気的アース３１が示されているが、これは本実施形態においては外部アース２９に接続されていない。

図４は、図３のインプラント１５の入力段２５をより詳細に示すものである。

まず、２つの方形ＡＣ電圧３２、３３がそれぞれケーブルを介して供給され、該電圧は互いに位相が１８０度ずれた、すなわち反転した形状を有し、外部アース２９に関して対称であることによって、インプラントに対して時間平均するとＤＣ電圧のない電圧供給がなされていることがわかる。

これらの２つのＡＣ電圧３２、３３は、２つの入力３５、３６ヘと導かれることにより整流回路３４に入る。整流回路３４は、その出力３７に、３９で示されるＤＣ供給電圧を送り出すためのスイッチ３８を備えている。電気的アース３１に至るコンデンサも破線で示されているが、このコンデンサは必ずしも独立した構成要素として備えられる必要はなく、たとえば、より下流の集積回路の構成要素である入力コンデンサであってもよい。

整流回路３４は、出力で電気的アース３１に接続されている第１の分岐４１と、出力３７を介してＤＣ供給電圧に３９を供給する第２の分岐４２とを有している。

図５に、整流回路３４の２つの分岐４１、４２の構成を詳細に示す。

第１の分岐４１は２つのｎＭＯＳ電界効果トランジスタ４３、４４を有し、第２の分岐４２は２つｐＭＯＳ電界効果トランジスタ４５、４６を有する。

２つの電界効果トランジスタ４３と４４、４５と４６は、２つの分岐４１、４２それぞれの出力電極４７において互いに並列に接続されており、入力電極４８は、あるときは第１の方形ＡＣ電圧３２に、またあるときには第２の方形ＡＣ電圧３３に接続される。それぞれの分岐におけるそれぞれ別の電界効果トランジスタの入力電極４８に接続されたＡＣ電圧は、制御電極４９に接続されている。

この方法では、たとえば電界効果トランジスタ４３、４４は、コネクタ３５においてＡＣ電流３２が、またはコネクタ３６においてＡＣ電流３３が負のパルスを送り出し、それぞれ他方のＡＣ電圧が制御電極４９に供給される正のパルスを送り出すとき、常に接続状態にある。

言いかえれば、これは、いずれの場合も負のパルスはコネクタ３１で得られ、正のパルスはコネクタ３７で得られることを意味する。その結果、コネクタ３７におけるＤＣ供給電圧は、コネクタ３１に対し、ＡＣ電圧の正負の振幅の合計に相当する信号レベルを有することになる。選択された回路はさらに、電気的アース３１とＤＣの供給電圧３７との間に対称的に位置する外部アース２９を備えている。

図７に得られたカーブ形状を示す。Ａ、ＢはＡＣ電圧３２、３３を示し、Ｃは図３の出力３７で得られる信号を示す。

図６は、図３のインプラント１５におけるセンサーユニット２６およびそれに接続された出力段２８を概略的に示すものである。単純化するために、図６では、単一の出力段２８に割り当てられた１つの画素セル２７のみを示す。この例では、刺激電極１７は出力段２８の右側に位置しているが、実際の幾何学配置では、刺激電極１７は画素セル２７に隣接して、または画素セル内に配置できる。

画素セル２７は、その出力において、局所明度用のフォトダイオード５２および大域明度用のさらなるフォトダイオード５３に接続された出力増幅器５１を有する。この方法では、増幅器５１はその出力５４において信号Ｄを出力し、その振幅は大域明度（フォトダイオード５３）によって補正されるものの、局所フォトダイオード５２上の入射光の明度に相当する。画素セルの正確な構成は国際公開第２００５／０００３９５号パンフレットに記載の画素セルと類似しているため詳細についてはこれを参照されてもよい。

出力増幅器５１は入力５５において制御信号Ｆにも接続され、これによって出力５４における出力信号Ｄを下記の方法でクロック制御できる。

出力増幅器５１の後には出力カレントミラー５６が配置されているが、これは流れ込む電流をミラー効果により出力増幅器５１へ供給し、同時にこの電流を出力段２８に備えられたインバータ５７へと導く。

インバータ５７は２つのカレントミラー５８、５９を有し、これらは第１のＡＣ電圧３２に接続され、さらに出力において刺激電極１７に接続されている。インバータ５７の下流側の分岐にはさらなるカレントミラー６１が備えられ、該カレントミラー６１はＤＣ供給電圧３３に接続され、また画素セル２７とカレントミラー５９との間に接続されている。

この方法で設計されたインバータ５７は、以下で述べる方法において、電流パルスＤの極性がＡＣ電圧３２、３３の位相変化と同時に反転し、その結果、時間平均すると、刺激電極１７で供給される刺激信号ＥがＤＣ電圧を持たないことを保証する。

刺激電極１７を外部アース２９に接続するスイッチ６２は、自体も刺激電極１７に接続され、コネクタ６３において供給される制御信号Ｇによって作動する。

刺激信号Ｅを受け取る組織６４も、概略的に示されている。ここで、オーム抵抗６５とコンデンサ６６とを含む直列回路は、電気的に等価な回路図として選択されており、電極の分極の結果形成されたヘルムホルツの二重層を表している。

したがって、これまで述べてきた網膜インプラント１５は、まず、時間平均するとＤＣ電圧を持たないＡＣ電圧３２、３３を供給され、これによって次に、同様に時間平均するとＤＣ電圧を持たない刺激信号Ｅを周囲の組織に送り出す。

さらに、網膜インプラント１５は、有用信号Ｄを切り替えるための制御信号Ｆと、刺激信号Ｅを切り替えるための制御信号Ｇとを必要とする。これらの信号は、ＡＣ電圧３２、３３からチップ上で得ることができるが、ケーブル１１によって個別の線で同様に供給することもできる。

さらに、これらの制御信号の電圧レベルが０．３Ｖ未満にとどまる場合、電解腐食の危険はなく、制御信号を使用して電流を制御することは可能である。この目的のために、制御信号は、入力インピーダンスが小さく抵抗値の高い出力を供給する個別の入力回路によって網膜インプラント１５に結合することができ、それによって、異なる負荷をかけることができる。これによって、電解腐食の危険を冒すことなく外部から制御信号を送ることが可能になる。

同じことが、大域フォトダイオード５２の信号についても言えるが、このダイオードは既知の方法において、周囲の明度すなわち周辺光の明度に信号を適合させるために使用されるものである。この過程で、周囲明度用のこの信号は、国際公開第２００５／０００３９５号パンフレットに述べられているようにチップ自体において生成することもできるが、上述したように個別のケーブルによって外部から供給することもできる。

有用信号Ｄを受けて出力カレントミラー５６から出力増幅器５１へと流れる電流は、インバータ５７へ同様に供給され、カレントミラー５８またはカレントミラー６１いずれか一方へ流れる。これは、その時点で負のパルスを示すＡＣ電圧に接続されているのが、これら２つのカレントミラーのうちの１つだけであることによる。外部アース２９に対してＤＣ供給電圧３９（Ｖｃｃ）は＋１．５Ｖであり、対照的に、電気的アース３１は−１．５Ｖである。したがって、ＡＣ電圧３３が負のパルスを示す場合、カレントミラー６１は−１．５Ｖまで引き下げられ、その結果、電流は出力カレントミラー５６からカレントミラー６１へと流れる。カレントミラー５９からの電流が、同時にこのカレントミラー６１へと流れるが、これは、カレントミラー５９が同様に＋１．５Ｖの正のパルスを示す他方のＡＣ電圧３２に接続されていることによる。この電流は再びミラー効果で複製され、カレントミラー５９から外部アース２９へと流れる。

ＡＣ電圧３２、３３の極性が変化すると、カレントミラー５６がミラー効果によって返す電流はカレントミラー５８へと流れるが、これは、ＡＣ電圧３２が今、−１．５Ｖであることによる。ここで、外部アース２９からの電流も同様にこのカレントミラー５８へと流れ、その結果、コンデンサ６６を通る電流の向きは逆になる。

ここまでに述べたインプラントの全体的な作動シーケンスを、図７に基づき、図４および図６を参照しつつ説明する。

上述したように、一定の台形形状を有し、それぞれ外部アース２９に対して対称である２つのＡＣ電圧３２、３３が、インプラント１５に供給される。さらに、２つのＡＣ電圧３２、３３は、互いに反転した状態にあり、言い換えると、互いに１８０度位相シフトしている。

個々の電圧パルスは、たとえば２０ｍｓのトップ位相６８およびたとえば１ｍｓのパルス端位相６９を有する。パルス端位相はこれよりも短くできるが、短すぎると無線周波妨害の原因となる可能性があり、このため、電子工学上の観点から、比較的長いパルス端位相が選択されている。

分岐４１および４２においてスイッチによる整流が行われた後、出力３７の電圧Ｃはパルス形状となる。電圧は位相変化の度に崩壊するが、これは電圧降下７１によって示される。この電圧降下７１は、電界効果トランジスタ４３、４４、４５、４６の使用に起因するが、しかし、ブリッジ回路における従来型の整流ダイオードはこのような強制的電圧降下は行わない。

原理的には、各回路における下流の構成要素はこの電圧降下に対処可能であり、さらに、電圧降下７１の間、スイッチ３８によってＤＣ供給電圧３９から出力３７を切り離し、該電圧を一定に保つことも可能となっている。

図７において、その下に示すのは、出力増幅器５１から送り出された有用信号Ｄを示す。画素セル２７はまず長パルスを生成するが、その強度はフォトダイオード５２上の入射光に対応する。

しかしながら、この出力信号は、連続パルスとして送り出されるのではない。正しくは、増幅器５１は、パルス端６９に関して対称な２つの制御パルス７２を有する制御信号Ｆによってクロック制御される。

この方法では、有用信号Ｄも、ＡＣ電圧３２、３３のパルス端に関して対称な２つの電圧パルス７３へと細分される。

同時にインバータ５７が、２つのパルス７３のうち先のものを返し、これによって外部アース２９に対して陰極の準備パルス７４と陽極の刺激パルス７５とを含む刺激信号Ｅが得られる。すなわち、刺激信号Ｅは、周囲の組織６４に対する２相性の刺激であり、これは陰極のパルスで始まる。これによって、大きなパルス端７６を刺激信号に利用することが可能となり、周囲の組織６４に対して一時的に高い電流をもたらし、その結果、下流の神経細胞を首尾よく興奮させることができる。

平均すると組織６４に対する電荷移動がないことを保証するため、パルスシーケンス７４、７５の終了後、制御信号Ｇによってスイッチ６２を一時的に閉じコンデンサ６６を放電させる。このようにしてスイッチ６２が外部アース２９に接続されることは重要である。

このように、刺激信号Ｅは、一方では時間平均するとＤＣ電圧を持たず、他方では組織に流れ込んだ電荷がすべて返るよう保証されており、その結果、有用信号Ｄを伴う新たな刺激を引き起こすことが可能となる。

Claims (17)

1. 少なくとも１つの刺激電極（１７）によって電気的刺激信号（Ｅ）を周囲の組織（６４）に送り出すために使用され、外部より供給された信号からアナログ電圧パルス（７３）形式の有用信号（Ｄ）を生成するセンサーユニット（２６）と該有用信号（Ｄ）から刺激信号（Ｅ）を生成する出力段（２８）とを有するインプラント装置であって、該出力段（２８）が組織（６４）に接続可能な外部アース（２９）に関して時間平均すると実質的にはＤＣ電圧を持たない刺激信号（Ｅ）を送り出すことを特徴とする、インプラント装置。
2. 外部アース（２９）に関して実質的に対称であるＤＣ供給電圧（３９）と電気的アース（３１）とを有することを特徴とする、請求項１に記載の装置。
3. 出力段（２８）がインバータ（５７）を含み、該インバータが刺激電極（１７）に対し、２つの異なる位相をそれぞれ有するパルスシーケンス（７４、７５）として刺激信号（Ｅ）を供給することを特徴とする、請求項１または２に記載の装置。
4. インバータ（５７）がセンサーユニット（２６）の出力（５４）と刺激電極（１７）との間で互いに並列に接続された２つの分岐を有し、該分岐がそれぞれの出力において実質的に方形の第１のＡＣ電圧（３２）に接続された第１のカレントミラー（５８、５９）を含み、該分岐の一方が実質的に方形の第２のＡＣ電圧（３３）に接続された第２のカレントミラー（６１）を含み、該第２のＡＣ電圧（３３）が第１のＡＣ電圧（３２）を位相シフトしたものであり、該第２のカレントミラー（６１）がセンサーユニット（２６）と第１のカレントミラー（５９）との間に接続されていることを特徴とする、請求項３に記載の装置。
5. インバータ（５７）が電圧パルス（７３）の極性を、ＡＣ電圧（３２、３３）に同期して外部アース（２９）に対して反転させることを特徴とする、請求項４に記載の装置。
6. 装置（１０）に電気エネルギーを供給するための供給ユニット（１２）に接続可能な入力段（２５）を備え、該供給ユニット（１２）がケーブル（１１）を介して該装置（１０）に接続され、該ケーブルによって入力段（２５）に対して少なくとも１つの実質的に方形のＡＣ電圧（３２，３３）を供給し、この電圧を時間平均すると組織（６４）に接続可能な外部アース（２９）に対して少なくとも実質的にはＤＣ電圧が存在しないことを特徴とする、請求項１〜５のいずれかに記載の装置。
7. 供給ユニット（１２）が入力段（２５）に少なくとも２つの実質的に方形のＡＣ電圧（３２、３３）を供給し、この電圧を時間平均すると外部アース（２９）に対して少なくとも実質的にはＤＣ電圧が存在せず、該ＡＣ電圧（３２、３３）が互いに対して位相シフトしていることを特徴とする、請求項６に記載の装置。
8. 入力段（２５）が整流回路（３４）を含み、該整流回路がＡＣ電圧（３２、３３）を整流し、これらを加算してＤＣ供給電圧（３９）を形成することを特徴とする、請求項７に記載の装置。
9. 入力段（２５）に第１および第２のＡＣ電圧（３２、３３）が供給され、該ＡＣ電圧がほぼ同一のカーブ形状とほぼ同一の振幅とを示す一方、少なくとも実質的には互いに反転していることを特徴とする、請求項７または８に記載の装置。
10. 整流回路（３４）が、前記第１および第２のＡＣ電圧（３２、３３）からＤＣ供給電圧（３９）を生成し、その電気的アース（３１）とＤＣ供給電圧（３９）とが外部アース（２９）に関して対称であることを特徴とする、請求項８および９に記載の装置。
11. 整流回路（３４）が、それぞれ他方のＡＣ電圧（３３、３２）によって作動する、それぞれのＡＣ電圧（３２、３３）用スイッチ（４３、４４、４５、４６）を有することを特徴とする、請求項１０に記載の装置。
12. 整流回路（３４）が、出力電極（４７）において並列に接続された２つの電界効果トランジスタ（４３、４４、４５、４６）をそれぞれ有する２つの分岐（４１、４２）を含み、第１の分岐（４１）における出力電極（４７）が電気的アース（３１）を成し、第２の分岐（４２）における出力電極（４７）がＤＣ供給電圧（３９）を送り出し、各電界効果トランジスタ（４３、４４、４５、４６）が入力電極（４８）において２つのＡＣ電圧（３２、３３）の一方に接続され、制御電極（４９）において２つのＡＣ電圧（３３、３２）の他方に接続されていることを特徴とする、請求項１１に記載の装置。
13. 第２の分岐（４２）の出力（３７）が、ＡＣ電圧（３２、３３）の外部アース（２９）に対する極性が変化する際に常に開放されているスイッチ（３８）を介してＤＣ供給電圧（３９）に接続されていることを特徴とする、請求項１２に記載の装置。
14. ＡＣ電圧（３２，３３）がいずれも、電圧が一定であるトップ位相（６８）および外部アース（２９）に対する極性が変化する短いパルス端位相（６９）を有する台形の電圧形状を有し、トップ位相（６８）の持続時間が長くとも１００ｍｓ程度であり、パルス端位相（６９）が好ましくはトップ位相（６８）の１０％以下であり、好ましくは１％未満かつ０．０５％を超えていることを特徴とする、請求項４〜１３のいずれかに記載の装置。
15. センサーユニット（２６）がその出力（５４）において出力増幅器（５１）を有し、該増幅器の出力はＡＣ電圧（３２、３３）の外部アース（２９）に対する極性が変化するときは常に制御信号（Ｆ）によって遮断されていることを特徴とする、請求項４〜１４のいずれかに記載の装置。
16. インバータ（５７）がその出力において、１つの電圧パルス（７３）が終わる度に出力を外部アース（２９）に短時間接続するスイッチ（６２）を有しこれによって該パルス間隔の間、該電圧パルスの振幅が内部アース（３１）に接続されることを特徴とする、請求項３〜１５のいずれかに記載の装置。
17. 能動型網膜インプラント（１５）であって、そのセンサーユニット（２６）に入射光を電気的信号に変換する多数の画素セル（２７）を含み、該センサーユニット（２６）が該電気的信号を利用して一定のパルス持続時間とパルス間隔を有するアナログ電圧パルス（７３）形式の有用信号（Ｄ）を生成し、このパルスの振幅が入射光それぞれの強度に依存することを特徴とする、請求項１〜６のいずれかに記載の装置。

Images