IMPLANTE ELECTRÓNICO CORPORAL Y SISTEMA DE VISIÓN ARTIFICIAL DEL MISMO
CAMPO DE LA INVENCIÓN La presente invención se relaciona con implantes electrónicos corporales, y más particularmente con un implante electrónico corporal que se puede utilizar para estimular la corteza visual de una persona ciega, para proporcionar visión artificial, o para estimular otros órganos corporales, o tejidos, o nervios, para otros fines, y que también se puede utilizar como un instrumento de monitoreo para fines de diagnóstico.
ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN La ceguera en la actualidad todavía es difícil de curar. Las tecnologías, tales como por ejemplo, sintetizadores de voz, pantallas táctiles 3D y exploradores dedicados mejoran la calidad de vida de las personas ciegas al permitirles leer texto y manipular dinero. Sin embargo, para las personas que pueden ver, la situación todavía es la misma que la de hace cientos o incluso miles de años antes. Debido a que las técnicas de estimulación eléctrica se aplican en muchas circunstancias para intensificar o restaurar una función orgánica, se trabajan algunos puntos de investigación sobre la recuperación de una visión limitada aunque funcional para las personas totalmenLe ciegas. Una visión funcional significa que la persona será capaz de hacer, sin ayuda, la mayoria de las tareas que forman parte de la vida diaria. Será limitada debido a que ningún sistema en el futuro cercano será capaz de reemplazar el sistema de visión natural con la misma exactitud. La resolución requerida y las capacidades de procesamiento de datos son simplemente muy grandes . Una persona se considera legalmente ciega si está presente una disfunción visual y que sea suficiente para afectar en gran medida su vida diaria . Los criterios médicos varian de un pais a otro aunque, en general, aquellos que se consideran legalmente ciegos incluyen un grupo especifico de personas totalmente ciegas. Esto significa que no ven nada y viven en un mundo de oscuridad total. Son muchas las causas de la ceguera. Algunas causas se originan en el ojo y otras se relacionan con las vías visuales . La historia de la estimulación visual humana inicio en 1960 cuando se encontró que cuando se estimulaba una porción especifica del cerebro humano, con una corriente eléctrica, aparecía un punto de luz fijo en el campo visual del paciente. Por último, la porción del cerebro se identificó como la corteza visual y los puntos de luz se denominaron fosfenos. En 1968, se publicaron los primeros resultados de experimentos clínicos que se relacionan con la estimulación visual. Los experimentos se realizaron con diferentes fuentes de voltaje y separación entre los electrodos a través de un arreglo de 81 electrodos de platino. En todos los casos, la estimulación eléctrica se realizó sobre la superficie de la corteza visual. A medida que la investigación progresó, se realizaron notables descubrimientos y se pueden resumir como sigue: la estimulación intracortical con base en la corriente conduce a una reducción de corriente significativa, fosfenos más estables y a una intensidad de fosfeno que es proporcionar a la corriente. Para llevar a cabo la estimulación visual, son necesarios dos pasos principales. El primero es obtener una escena de la vida real y generar información de estimulación, o palabras para el comando de estimulación. El segundo es inyectar la corriente eléctrica adecuada para realizar la estimulación de acuerdo con las palabras de comando. Existen al menos tres actividades de investigación emprendidas, destinadas a crear una visión adecuada utilizando estimulación eléctrica. Cada una tiene sus propias características distintivas, que son las siguientes: 1) Estimulación de la retina, en donde un arreglo de electrodos se inserta en la retina sensible a la luz. La ventaja de este método es utilizar el máximo de la via visual natural. Esto es una ventaja aunque también un inconveniente debido a que la vía visual debe estar intacta y funcionando adecuadamente. Algunos de los mejores desafíos de este método de estimulación son mecánicos. Debido a que el arreglo de electrodos se ubica sobre la retina, éste se someterá a aceleraciones angulares muy grandes del ojo. El arreglo de electrodos se debe asegurar en su lugar muy firmemente para evitar dañar la retina. Además, para tener un buen contacto con la retina, el arreglo de electrodos no debe ser plano aunque debe coincidir con la naturaleza esférica del ojo. Este procedimiento parece estar dedicado a la mejora de la visión debido a que la vía visual está intacta. Por ejemplo, sería ideal para los pacientes que pierden la sensibilidad de su visión periférica. 2) Estimulación cortical, en donde el arreglo de electrodos se inserta en la corteza visual del cerebro. Esle método también se dedica a las personas totalmente ciegas. Su único requisito es que la corteza visual esté intacta, lo cual parece ser el caso en más del 90% de las veces. La investigación está en progreso para determinar los efectos de la estimulación a largo plazo sobre el cerebro y el daño celular debido a una alta densidad de electrodos, aunque los resultados preliminares son alentadores. Un paso decisivo para este método es la inserción del arreglo de electrodos en la corteza visual. El enfoque actual sugiere un sistema neumático. 3) La estimulación del nervio óptico es una estrategia de estimulación novedosa introducida recientemente. Evidentemente, la via visual debe estar intacta desde el nervio óptico hasta la corteza visual. La naturaleza exacta de las señales transportadas por el nervio óptico no se conocen completamente y se necesita más investigación antes de que se pueda demostrar su viabilidad. Se conocen en la técnica las patentes de los Estados Unidos Nos. 4,551,149 (Sciarra); 4,628,933 (Michelson) ; 5,159,927 (Schmid); 5,215,088 (Normann et al.); 5,324,315 (Grevious); 5,324,316 (Schulman et al.); 5,876,425 (Gord et al.); 5,800,535 (Howard, III); 5,807,397 (Barreras); 5,873,901 (Wu et al.); 5,935,155 (Humayun et al. ) ; la solicitud de patente británica GB 2,016,276 cedida a W H Ross Foundation (Scotland) for Research into Blindness y publicada el 26 de septiembre de 1979; y la patente canadiense No. 908,750 (Brindley et al.) otorgada el 29 de agosto de 1972, que representa el estado de la técnica. Los documentos de patente anteriores muestran que se han diseñado diversos implantes, al menos sobre una base teórica. Sin embargo, surgen muchos problemas cuando llega el momento de ponerlos en práctica. Las dificultades en la producción de implantes electrónicos dependen, por ejemplo, de la integración de las diversas funciones requeridas y la miniaturización del sistema total. Los implantes existentes exhiben alto consumo de energía a medida que se incorporan utilizando módulos electrónicos por separado que además toman un espació significativo. La parte RF, que opera a alta velocidad, en general se hace con componentes electrónicos discretos debido a las interferencias electromagnéticas generadas por esta parte; de esta no se integra con el resto del circuito del implante, lo cual de otra manera podría permitir una reducción de las dimensiones y el consumo de energía del implante. Debido a que un sistema implantable con componentes discretos tiene una alta capacidad de energía, su suministro de energía mediante un enlace inductivo de esta forma es apenas posible. Algunos diseños agrupan las partes electrónicas y los electrodos sobre la misma placa de silicio. Este método facilita la ejecución de un vector de unos cuantos electrodos, aunque su aplicación a muchos de los electrodos en un formato de arreglo sigue sin ser probado. La eficiencia de un acoplamiento inductivo para suministrar la parte implantable del sistema es muy baja debido a que la mayoría de las técnicas utilizadas actualmente se basan en la modulación ASK. Esta baja eficiencia evita la integración de todas las funciones deseadas en el mismo implante cuando se utilizan diseños de componentes individuales. Los implantes utilizados para fines de estimulación eléctrica de esta forma son incapaces de monitorear los cambios en la interfaz electrodo-tejido. Esta función de monitoreo sin embargo es bastante deseada para monitorear y seguir la evolución del medio en contacto con el sistema implantado. La mayoría de los sistemas existentes son incapaces de procesar muchas de las entradas y salidas (muchas decenas y cientos); en su mayoría se diseñan para canales de poca estimulación únicamente, por ejemplo, para un arreglo de electrodos de 10 x 10. Además, el ensamble de los electrónicos del implante con un arreglo de electrodos que tiene muchos de los electrodos en una superficie que tiene dimensiones reducidas no ha recibido mucha atención en la técnica, como para algunos otros aspectos relacionados con implantes y sistemas de implante.
SUMARIO DE LA INVENCIÓN Un objetivo de la presente invención es proporcionar un implante electrónico corporal que se pueda utilizar como un implante estimulador sobre la corteza visual para proporcionar visión artificial a una persona ciega, o para otras aplicaciones, tales como por ejemplo, un dispositivo de monitoreo para mediciones biomédícas implantables , y en especial para medir los parámetros alrededor de una interfaz de electrodos-tejidos neuronales. Otro objetivo de la presente invención es proporcionar un implante corporal que se miniaturice suficientemente y que tenga un nivel de integración adaptado para un ajuste completo y directo en la corteza cerebral, en la parte posterior de la cabeza de un usuario, incluso que sea bastante configurable , funcionalmente flexible y que tenga un bajo consumo de energía. Otro objetivo de la presente invención es proporcionar en ensamble de implante corporal que combine un chip de señal mezclada de uso total y muchos de los electrodos que se ajustan sobre una superficie que tiene dimensiones reducidas. Otro objetivo de la presente invención es proporcionar un implante corporal capaz de almacenar parámetros de estimulación preestablecidos utilizables activamente con parámetros de estimulación específica entrante en tiempo real para formar las señales de estimulación, ayudando con esto a las comunicaciones en tiempo real de implante unitario externo. Otro objetivo de la presente invención es proporcionar un implante corporal capaz de monitorear los cambios sobre la interfaz de electrodo-te ido a través de mediciones de voltaje, de corriente y de impedancia, y capaz de reportar estos cambios a la unidad externa para fines de diagnostico y ajuste. Otro objetivo de la presente invención es proporcionar un sistema de implante con base en el implante anterior, y que pueda procesar imágenes de escena real para una estimulación mejorada sobre un arreglo de electrodos que tenga una resolución limitada. De acuerdo con la presente invención, se proporciona un ensamble de implante corporal que comprende : un arreglo de electrodos que tiene múltiples electrodos adyacentes dirigidos hacia los sitios de estimulación respectivos; una antena; un chip de señal mezclada de uso total que incluye un circuito transceptor acoplado a la antena, un circuito para transformación de voltaje AC a DC acoplado al circuito transceptor y que energiza al chip de señal mezclada de uso total a partir de la energía contenida en una señal control recibida por el circuito transceptor, un controlador conectado al circuito transceptor y datos para la operación de procesamiento contenidos en la señal control recibida por el circuito transceptor, y un circuito generador de estímulos conectado al controlador y que genera señales de estimulación de acuerdo con los datos de operación;
un circuito para selección de electrodos conectado al circuito generador de estímulos y que tenga salidas selecciónateles para la transmisión de las señales de estimulación a las señales seleccionadas de los electrodos de acuerdo con los datos de operación; y un soporte de sustrato que tiene un primer lado que recibe al chip de señal mezclada de uso total, la antena y el circuito para selección de electrodos, y un segundo lado opuesto, que recibe el arreglo de electrodos, el primer lado tiene contactos que se encuentran alrededor del chip de señal mezclada de uso total y conectados a las salidas del circuito para selección de electrodos respectivamente, el segundo sitio tiene un arreglo de contactos adyacentes alineados y conectados con los e_ectrodos respectivamente, los contactos sobre el primero y segundo lados están interconectados respectivamente mediante un circuito de interconexión a través del soporte de sustrato. De acuerdo con la presente invención, también se proporciona un implante corporal que comprende : un arreglo de electrodos que tiene múltiples electrodos adyacentes dirigidos hacia los sitios respectivos de estimulación; una antena; un circuito transceptor acoplado a la a ten ; un circuito para transformación de voltaje
AC a DC acoplado al circuito transceptor y que proporcione un suministro de energia al implante a partir de la energia contenida en una señal para control de implantes recibida por el circuito transceptor; un controlador conectado al circuito transceptor y los datos de operación para procesamiento contenidos en la señal de control de implante recibida por el circuito transceptor; un circuito generador de estímulos conectado al controlador y que genera señales de estimulación de acuerdo con los datos de operación; y un circuito para selección de electrodos conectado entre el circuito para generación de estímulos y el arreglo de electrodos, el circuito para selección de electrodos tiene salidas seleccionables para la transmisión de las señales de estimulación hacia las seleccionadas de los electrodos de acuerdo con los datos de operación; el controlador tiene un circuito descodificador que descodifica los datos de operación contenidos en la señal para control de implantes, un controlador de configuración que almacena los parámetros de estimulación comunes y específicos, especificados en los datos de operación y dirigidos respectivamente hacia todos los sitios de estimulación y a los específicos de los sitios de estimulación, y un controlador para comandos de estimulación que transmite señales para control de estimulación hacia el circuito generador de estímulos de acuerdo con los parámetros de estimulación comunes y específicos. De acuerdo con la presente invención, se proporciona un implante corporal que comprende: un arreglo de electrodos que tiene múltiples electrodos adyacentes dirigidos hacia los sitios de estimulación respectivos; una antena; un circuito transceptor acoplado a la antena; un circuito de transformación de voltaje AC a DC acoplado al circuito transceptor y que proporciona suministro de energía al implante a partir de la energía contenida en una señal para control de implantes recibida por el circuito transceptor ; un controlador conectado al circuito transceptor y que procesa los datos de operación contenidos en la señal para control de implantes recibida por el circuito transceptor; un circuito generador de estímulos conectado al controlador y que genera señales de estimulación de acuerdo con los datos de operación; un circuito para selección de electrodos conectado entre el circuito para generación de estímulos y el arreglo de electrodos, el circuito para selección de electrodos tiene salidas seleccionables para la transmisión de las señales de estimulación hacia las seleccionadas de los electrodos de acuerdo con los datos de operación; y una unidad de monitoreo acoplada entre el controlador y el circuito para selección de electrodos, y que toma de manera controlable las mediciones de señal en las seleccionadas de los sitios de estimulación en respuesta a las señales para control de monitoreo y que producen señales de resultados de prueba que indican las mediciones de la señal; el controlador tiene un circuito descodificador que descodifica los datos de operación contenidos en la señal para control de implantes, un generador de comandos para monitoreo que descodifica las instrucciones de diagnóstico contenidas en los datos de operación y que transmite las señales para control de monitoreo hacia la unidad de monitoreo de acuerdo con las instrucciones de diagnóstico, y un controlador de diagnóstico que recibe y procesa las señales resultantes de prueba desde la unidad de monitoreo . De acuerdo con la presente invención, también se proporciona un implante corporal que comprende : un arreglo de electrodos que tiene múltiples electrodos adyacentes dirigidos hacia los sitios de medición respectivos; una antena; un circuito transceptor acoplado a la antena ; un circuito de transformación de voltaje AC a DC acoplado al circuito transceptor y que proporciona suministro de energía al implante a partir de la energia contenida en una señal para control de implantes recibida por el circuito transceptor ; un controlador conectado al circuito transceptor y que procesa los datos de operación contenidos en la señal para control de implantes recibida por el circuito transceptor; un circuito para selección de electrodos conectado al arreglo de electrodos, el circuito para selección de electrodos tiene salidas seleccionables para comunicación con las seleccionadas de los electrodos y los sitios de medición respectivos; y una unidad de monitoreo acoplada entre el controlador y el circuito para selección de electrodos, y que toma de manera controlable mediciones de señal en las seleccionadas de los sitios de medición en respuesta a las señales para control de monitoreo y que produce señales resultantes de prueba que indican las mediciones de señal; el controlador tiene un circuito descodificador que descodifica los datos de operación contenidos en la señal para control de implantes, un generador para comandos de monitoreo que descodifica las instrucciones de diagnóstico contenidas en los datos de operación y que transmite las señales para control de monitoreo hacia la unidad de monitoreo de acuerdo con las inst ucciones de diagnóstico, y un controlador de diagnóstico que recibe y procesa las señales resultantes de prueba desde la unidad de monitoreo . De acuerdo con la presente invención, también se proporciona un implante corporal que comprende: un arreglo de electrodos que tiene múltiples electrodos adyacentes dirigidos hacia los sitios de medición respectivos; una antena; un circuito transceptor acoplado a la antena ; un circuito para transformación de voltaje AC a DC acoplado al circuito transceptor y que proporciona suministro de energia al implante a partir de la energia contenida en una señal para control de implantes recibida por el circuito transceptor; un controlador conectado al circuito transceptor y que procesa los datos de operación contenidos en la señal para control de implantes recibida por el circuito transceptor; un circuito generador de estímulos conectado al controlador y que genera señales de estimulación de acuerdo con los datos de operación; y un circuito para selección de electrodos conectado entre el circuito para generación de estímulos y el arreglo de electrodos, el circuito para selección de electrodos tiene salidas seleccionables agrupadas en canales para la transmisión de las señales de estimulación hacia las seleccionadas de los electrodos de acuerdo con los datos de operación; el circuito para selección de electrodos incluye, para cada canal, un circuito desmultiplexor conectado a disposiciones de conmutador y que opera en el mismo de acuerdo con el sitio y las señales para control de polaridad, las disposiciones de conmutador están sometidas a las señales de estimulación y conectadas respectivamente con las salidas asignadas al canal; el circuito para generador de estímulos que incluye, para cada canal, un generador de señal controlado por un controlador de canal ayudado por un temporizador conectado a un circuito registrador que recibe las señales para control de estimulación, el generador de señales produce las señales de estimulación de acuerdo con las señales para control de estimulación, el circuito registrador y el controlador de canal producen las señales control de sitio y polaridad de acuerdo con las señales para control de estimulación; y el controlador tiene un circuito descodificador que descodifica los datos de operación contenidos en la señal para control de implantes, un controlador de configuración que almacena los parámetros de estimulación especificados en los datos de operación, y un controlador para comandos de estimulación que transmite las señales para control de estimulación hacia el circuito generador de estímulos de acuerdo con los parámetros de estimulación . De acuerdo con la presente invención, también se proporciona un sistema para visión artificial, para estimular la corteza visual de una persona ciega, que comprende: un implante corporal que incluye un arreglo de electrodos que tiene múltiples electrodos adyacentes aplicables contra la corteza visual de la persona cieqa, y un medio micro-estimulador montado sobre un lado posterior del arreglo de electrodos, para generar selectivamente señales de estimulación sobre los electrodos que producen fosfenos sobre la corteza visual que representan una imagen artificial en respuesta a las señales para control de implantes recibidas por ondas aéreas; y una unidad externa que incluye un sensor de imágenes adaptado para tomar una imagen de escena real, un procesador de imágenes y un medio generador de comando conectado al sensor de imagen para procesar las señales de datos de imagen producidas por el sensor de imágenes de acuerdo con operaciones de procesamiento predeterminadas y que genera comandos de estimulación compatibles con el implante que provocan que el implante corporal produzca la imagen artificial sobre la corteza visual que corresponde a la imagen de escena real, y un circuito transceptor conectado al procesador de imágenes y un medio generador de comandos, para producir señales de control de implante transmitidas por ondas aéreas que portan los comandos de estimulación, las operaciones de procesamiento incluyen una digitalización de las señales de datos de imagen para formar una imagen digital, una reducción de imagen de la imagen digital en una imagen de escala reducida que tenga una resolución igual a la del arreglo de electrodos, y un mejoramiento de imagen de la imagen a escala reducida para formar una imagen mejorada que corresponda la imagen artificial producida por la unidad de implante y a partir de la cual se generen los comandos de estimulación.
BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS En lo sucesivo se proporcionará una descripción detallada de las modalidades preferidas, con referencia a los siguienLes dibujos, en los cuales números similares se refieren a elementos similares : las Figuras 1, 2 y 3 son, respectivamente, vistas esquemáticas de los lados frontal y posterior de un soporte de sustrato de un ensamble de implante corporal y una vista en despiece del mismo con un arreglo de electrodos de acuerdo con una modalidad de la presente invención; las Figuras 4, 5 y 6 son, respectivamente, vistas esquemáticas de los lados frontal y posterior de un soporte de sustrato de un ensamble para implante corporal y una vista en despiece del mismo con un arreglo de electrodos de acuerdo con otra modalidad de la presente invención; la Figura 7 es un diagrama esquemático de un sistema de implante corporal de acuerdo con una modalidad de la presente invención; las Figuras 8, 9, 10 y 11 son diagramas esquemáticos del controlador interno, el circuito para generación de estímulos, el circuito de monitoreo y el circuito para selección de electrodos de un implante corporal de acuerdo con la presente invención ; la Figura 12 es un diagrama esquemático que ilustra un posible formato de un protocolo de comunicaciones para un implante corporal de acuerdo con la presente invención; la Figura 13 es un diagrama esquemático que ilustra posibles definiciones de parámetros en los registradores de un controlador interno de un implante corporal de acuerdo con la presente invención ; la Figura 14 es un diagrama esquemático que ilustra un formato para comandos de modo de estimulación para un implante corporal de acuerdo con la presente invención; la Figura 15 es un diagrama esquemático que ilustra un formato para comando de modo de diagnóstico para un implante corporal de acuerdo con la presente invención; la Figura 16 es un diagrama esquemático que ilustra un formato para comando de modo de manejo de energía para un implante corporal de acuerdo con la presente invención; la Figura 17 es un diagrama esquemático que ilustra una secuencia para procesamiento de imágenes realizada por un procesador de imágenes para la generación de una palabra de comando para el control de implantes de acuerdo con la presente invención; las Figuras 18A-B y 19A-B son diagramas esquemáticos que ilustran imágenes a escala reducida y mejoradas, generadas mediante un procesador de imágenes y los histogramas correspondientes respectivamente, de acuerdo con la presente invención ; la Figura 20 es un diagrama esquemático que ilustra una captura en pantalla de una interfaz de usuario de unidad externa de acuerdo con la presente invención; y la Figura 21 es un diagrama esquemático que ilustra un sistema para visión artificial mediante implante corporal utilizado por un usuario de acuerdo con la presente invención.
DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LAS MODALIDADES PREFERIDAS Haciendo referencia a la Figura 1, se muestra un sistema de implante corporal utilizado por un usuario 2 de acuerdo con la presente invención, en el contexto en donde el usuario 2 es una persona ciega y el sistema se utiliza para proporcionar visión artificial al usuario 2. Se debe entender que este contexto ejemplifica un uso tipico del sistema de implante de acuerdo con la presente invención, y no se debe considerar en un sentido limitativo o restrictivo, a medida que el implante se puede utilizar en cualesquiera otros contextos, por ejemplo para fines de monitoreo, y especialmente para medir los parámetros alrededor de una interfaz de electrodo-tejidos neuronales. El sistema de implante corporal incluye dos partes principales; un implante 4 colocado sobre la corteza visual del usuario 2, y una unidad externa 6 que se puede insertar en un bolsillo y que obtiene escenas reales, procesa la información de imagen y se comunica con el implante 4 para proporcionar la energía para energizar al implante 4 y controlarlo con el fin de estimular la corteza visual del usuario 2 a través de un arreglo de electrodos utilizado para generar fosfenos en el campo visual que corresponde a una transposición de las escenas de la vida real. Las escenas de la vida real se pueden obtener a través de una cámara 8 (por ejemplo un sensor de imágenes CMOS) montado sobre un auricular de unos lentes, mientras que la energía del implante y las señales control se pueden transmitir a través de un enlace inductivo que utiliza una antena 10 colocada por detrás de la cabeza del usuario 2. Haciendo referencia a las Figuras 1-6, se muestran dos modalidades del ensamble de implante corporal de acuerdo con la presente invención. Estas modalidades representan la integración de la mayoría de los componentes electrónicos del implante en un chip 12 de señal mezclada de uso total individual, reduciendo asi el consumo de energía y el tamaño del circuito. Además, se proporciona un circuito de interconexión para la interconexión del chip 12 con un arreglo de electrodos de alta resolución 14 que tiene múltiples electrodos adyacentes 16, por ejemplo, un arreglo de 25 x 26 = 650 electrodos hecho de materiales biocompat ibles , que tiene una altura promedio de aproximadamente 1,5 mm, separados por aproximadamente 400 pm entre sí y que se extienden sobre un área muy pequeña, por ejemplo, 1 cm2. El ensamble de implante resultante de esta forma está bastante miniaturi zado en comparación con los implantes de la técnica anterior, y el circuito de interconexión proporciona conexiones individuales para cada electrodo 16. El arreglo de electrodos 14 puede estar constituido de varias disposiciones de electrodos más pequeñas ensambladas con untamente (no mostradas), en lugar de un arreglo individual mayor si se desea. Haciendo referencia a las Figuras 1-3, el chip 12 se empotra sobre un lado de un soporte 14 de sustrato muy delyado que tiene contactos 17 que se encuentran alrededor del chip 12, a una distancia determinada del mismo. Estos contactos 17 se conectan respectivamente a las regiones de contacto 18 del chip 12 por ejemplo mediante una unión con hilo 24. El otro lado del soporte de sustrato 14 se proporciona con un arreglo de contactos 20 adyacentes, alineados y conectados con los electrodos 16 respectivamente. La conexión de los contactos 20 con los electrodos 16 se puede alcanzar mediante soldado en frió o cualquier otra técnica adecuada. Los contactos 17 y 20 sobre ambos lados del soporte de sustrato 14 se interconectan respectivamente juntos mediante un circuito de interconexión 22 a través del soporte de sustrato. Dependiendo del número de enlaces que serán alcanzados, el circuito de interconexión 22 se puede formar de capas hechas en el soporte de sustrato 14 y apiladas entre los lados del mismo. Para reducir el espacio tomado por los contactos 17, los mismos se pueden distribuir en un patrón desviado alterno sobre dos o más conjuntos adyacentes de hileras que rodean el chip 12. El ensamble de implante corporal que resulta de esta modalidad de esta forma es muy delgado para una sección transversal razonable. Una antena 34 se extiende sobre el soporte de sustrato 14 alrededor del chip 12 para comunicación con la unidad externa 6. La antena 34 se conecta a las regiones de contacto 18 del chip 12 asignado para este fin. Se acopla un capacitor 36 a la antena 34 para una operación adecuada. Se pueden utilizar otras configuraciones de antena adecuadas. Haciendo referencia a las Figuras 4-6, el soporte de sustrato 14 se puede formar de una porción 26 relativamente plana, frontal, que tiene sin embargo una sección transversal más pequeña que la del soporte de sustrato 14 en la modalidad anterior, y una posición posterior 28 más pequeña que se proyecta por detrás de la porción frontal y que recibe el arreglo de electrodos 14. Como en el caso anterior, los contactos 17 sobre la cara principal de la porción frontal 26 se conectan respectivamente a las regiones de contacto 18 del chip 12. Los contactos 17 sin embargo también se proyectan a través de la porción frontal 26 y aparecen por detrás de la misma. El circuito de interconexión en este caso tiene una serie de contactos periféricos 30 que rodean el arreglo de contactos 20 adyacentes sobre la cara principal de la porción posterior 28. Los contactos periféricos 30 y los contactos 17 que aparecen por detrás de la porción frontal 26 se conectan respectivamente juntos mediante una unión con hilo 32. Las capas de circuitos de diseños adecuados hechas en la porción posterior 28 y apiladas entre la cara última y principal de la misma interconectan los contactos periféricos 30 con el arreglo de contactos 20 adyacentes, respectivamente. El ensamble de implante corporal que resulta de esta modalidad de esta forma es más grueso que en la modalidad anterior, pero como una sección transversal más pequeña. En las dos modalidades anteriores, el ensamble de implante corporal se puede elaborar de un molde de silicio que contiene toda la circuiteria electrónica necesaria para recibir las palabras de comando, detectar y corregir los errores de transmisión, descodificar las palabras de comando y controlar el proceso de estimulación por consiguiente . Haciendo referencia a la Figura 7, el chip de señal mezclada de uso total 12 de preferencia integra una transferencia de datos bidireccionales FM y un receptor de energía 38, un controlador 40, una unidad generadora de estímulos 44, una unidad de raonitoreo 46 opcional aunque en general conveniente, y que depende del diseño seleccionado, un circuito para selección de electrodos 48 o no como también se puede proporcionar como un circuito por separado del chip 12 como se representa por las líneas punteadas 202, luego formar otro chip de uso total. El receptor 38 recupera la señal AC de alta frecuencia proveniente de la señal para control de implantes emitida por la unidad externa 6, y la transforma a un voltaje DC . Este voltaje DC se utiliza para encender todo el implante. El receptor 38 recupera también el tiempo y los datos provenientes de la misma señal para control de implantes emitida por la unidad externa 6, y la transmite al controlador interno 40. El receptor 38 obtiene datos ret roalimentados provenientes del controlador interno 40 y los transmite hacia el usuario a través del enlace inductivo representado por las flechas 42. El receptor 38 de esta forma actúa como un transceptor. Aunque la función de retroalimentación probablemente es indispensable en la mayoría de las aplicaciones, no obstante esta se puede omitir si verdaderamente es inútil para una aplicación especifica. El controlador 40 descodifica los comandos generados por la unidad externa 6 con el fin de producir todas las señales control para la unidad generadora de estímulos 44 y la unidad de monitoreo 46. Haciendo referencia a la Figura 8, el controlador 40 se puede incorporar mediante una circuitería que contiene principalmente 12 unidades, que se agrupan en 3 secciones principales: un módulo controlador principal 50, un módulo controlador para estimulación 52, y un módulo controlador de diagnóstico 54. El módulo controlador principal 50 detecta las tramas de datos y corrige los errores de comunicación, si los hay, con el fin de formar las palabras comando utilizadas por los otros módulos en el controlador 40. Esto se puede alcanzar a través de un convertidor en serie /paralelo y un detector de tramas 56 y una corrección de error y el descodificador de palabra de comandos 58. Se puede proporcionar un módulo para manejo de energía 60 ( PM , por sus siglas en inglés) para encender o apagar otros módulos unidades o canales de estimulación individualmente para mantener el consumo de energía a un mínimo en cualquier tiempo determinado. Únicamente el PMM 60 mismo y los dos módulos 56, 58, anteriores necesarios para la recepción del comando, no son susceptibles de ser apagados. Apagar un módulo significa disminuir su consumo de energía a cero, aunque no implica un apagado real de la unidad, manteniendo los parámetros programados válidos en donde se utilice memoria volátil. Para fines de claridad, únicamente algunas de las muchas líneas control para los módulos internos del controlador se presentan en la Figura 8. Un controlador de configuración 62 de preferencia mantiene cada parámetro de comunicación, estimulación y diagnóstico programado por el usuario, por medio de los registradores CRO-CR8, y los hace disponibles para otros módulos o unidades. Se puede implementar una función de encendido-apagado controlada por el controlador principal 50. Un conocimiento adecuado del protocolo de comunicaciones para el implante como se establece en lo sucesivo podría ser importante para el entendimiento del siguiente fragmento. El módulo controlador para estimulación 52 tiene una Memoria de Acceso Aleatorio 64 (RAM, por sus siglas en inglés) destinado a mantener una secuencia de dirección de canal/sitio de estimulación programada por la unidad externa durante el proceso de configuración. Un generador de comandos de estimulación 66 (SCG, por sus siglas en inglés) descodifica las instrucciones de estimulación y envia las señales control requeridas a la unidad generadora de estímulos 44 (como se muestra en la Figura 7) , de acuerdo con los parámetros de estimulación compartidos, programados, si es aplicable. Una señal de reloj 68 cuya frecuencia depende de un parámetro programado especifico SCTB almacenado en el registrador CR3 se utiliza para la estimulación mediante una unidad generadora de estímulos 44 y se genera mediante un módulo de reloj de estimulación 70. El módulo controlador de diagnóstico 54 tiene un generador de comandos de monitoreo 72 (MCG, por sus siglas en inglés) que descodifica las instrucciones de diagnóstico relacionadas con el monitoreo analógico del sistema de estimulación y la condición del electrodo/tejido, y envia las señales control requeridas a la unidad de monitoreo 46 (como se muestra en la Figura 7), de acuerdo con las opciones/parámetros programados. Una señal de reloj 74 cuya frecuencia depende de un parámetro programado específico MCTB almacenado en el registrador CR5 se utiliza para fines de monitoreo por la unidad de monitoreo 46 y se genera mediante un módulo de reloj de monitoreo 76. Un controlador de diagnóstico 78 (DC, por sus siglas en inglés) transmite vectores de prueba enviados por la unidad externa 6 en el momento de solicitar a cualquier módulo y unidades, y recibe los resultados de prueba de la misma, las dos pruebas digitales y a partir del monitoreo analógico realizado por el generador de comandos de monitoreo 72. El DC 78 también envía los resultados nuevamente hacia la unidad externa 6, vía inserción de paridad y descodificador de palabra de regreso y los módulos convertidores paralelos/en serie 80, 82. Con el fin de claridad, en esta Figura 8 se presentan únicamente algunas de las muchas líneas control para los módulos internos del controlador. Haciendo referencia a la Figura 9, la unidad para generador de estímulos 44 se puede incorporar mediante una circuitería compuesta de 25 generadores para estímulos de canal individual e independiente 84 (CSG, por sus siglas en inglés) , cada uno de los CSG 84 tiene un controlador de canal 86 (CC, por sus siglas en inglés), un módulo temporizador 88 y un convertidor digital a analógico de corriente 90 (DAC, por sus siglas en inglés) . Dos conjuntos de registradores 92, 94 permiten cargar los siguientes parámetros de estimulación mientras que se utilizan los parámetros actuales, eliminado asi los retrasos entre dos estimulaciones sucesivas. No se muestran las señales de diagnóstico para/desde el módulo controlador de diagnóstico 78 del controlador (véase la Figura 8) para capacidad de prueba y las señales para control de manejo de energía provenientes del módulo de manejo de energía 60. Haciendo referencia a la Figura 10, la unidad de monitoreo 46 se puede incorporar mediante una circuitería que tenga las fuentes necesarias y los módulos de medición para realizar la supervisión de estimulación continua en tiempo real y la medición de impedancia de voltaje/corriente/complejo detallada para un diagnóstico detallado. Durante una estimulación normal, el monitoreo continuo se puede realizar al comparar constantemente el voltaje pico Vpk a través de cualquier sitio de estimulación monitoreada PrbO, Prbl para un voltaje máximo de referencia VRef, a través del comparador 96. Si el voltaje monitoreado excede la referencia, la señal de sobreflujo de canal ChanOF se activa y el canal sobre el cual surgen los problemas se almacena en un registrador 98 DefChan. La señal de referencia VRef se ajusta mediante la corriente máxima permitida y la impedancia entre cualquier sitio de estimulación monitoreado por el DAC 100 y de acuerdo con el parámetro CalRes almacenado en el registrador CR6 del controlador de configuración 62 mostrado en la Figura 8 y se envía al descodificador de canal de calibración 102 mostrado en la Figura 11. Muchas opciones están disponibles para un diagnóstico detallado. La fuente puede ser cualquier interna, luego utilizar el DAC 100 para este fin, o externa y luego utilizar cualquiera del DAC 90 del canal mostrado en la Figura 9, como se selecciona mediante la señal MonSrc producida por el desmultiplexor 104 y que opera las disposiciones del transistor 106 mostradas en la Figura 11. Se puede utilizar un conformador de forma de onda 108 para proporcionar una onda cuadrada sin alterar o una onda con forma senoidal para fines de prueba. Una fase de salida 110 proporciona el arreglo de electrodos 14 con una corriente de estimulación MonStim transmitida a las disposiciones del transistor 106 y proporciona el circuito de monitoreo 46 con una copia que depende del voltaje exacto de la corriente de estimulación, que se puede medir via un oscilador controlado de corrienle 112, cuya variación se puede modificar de acuerdo con el nivel de señal de salida OscRng derivado del parámetro OCR almacenado en el registrador CR7 del controlador de configuración 62 mostrado en la Figura 8. Cualquier voltaje muestreado a través del sitio monitoreado se puede medir con el mismo oscilador 112 a través de un amplificador de transconductancia 114 con ganancia variable para diversos intervalos de voltaje de entrada como se establece por el GmRng de señal. La magnitud pico del voltaje a través del sitio monitoreado se pude medir por medio de un detector de pico 116. La fase entre la corriente de estimulación y el voltaje monitoreado se puede medir a través de un detector de fase 118 y una frecuencia y un estimador de fase 120 para mediciones de impedancia compleja. Un controlador de la unidad de monitoreo 166 controla la mayoría de los componentes de la unidad de monitoreo 46 de acuerdo con las diversas señales control producidas por el generador de comandos para monitoreo 72 (véase la Figura 8) . Un circuito de muestra y retensión 168 se proporciona para la medición de transconductancia. No se muestran las señales de diagnóstico para/provenientes del controlador de diagnóstico 78 del controlador (véase la Figura B) para la capacidad de prueba y las señales para control de manejo de energía provenientes del módulo para manejo de energía 60. Se debe observar que en el caso en donde el implante 4 se pretende utilizar únicamente para fines de monitoreo, entonces todos los circuitos del implante 4 con las funciones relacionadas únicamente con la generación de las señales de estimulación se pueden retirar del implante 4 en vista de que no se requieren señales de estimulación. Este es el caso cuando se utiliza el implante 4 por ejemplo, para monitorear ciertos órganos corporales que producen señales eléctricas mensurables que serán monitoreadas . Por ejemplo, los DAC 90 y 100 (véase Figura 10), y los generadores para comandos de estimulación 66 (véase Figura 8) se pueden omitir en este caso . Haciendo referencia a la Figura 11, el circuito para selección de electrodos 48 se puede incorporar mediante una circuiteria de multiplexor/desmultiplexor que comprende 25 canales de selección 122 proporcionados con descodificadores de canal 126 para activar hasta 25 sitios simultáneamente. Cada sitio se puede activar en ambas direcciones por medio de disposiciones de conmutador 124, dependiendo del bit de signo (signo de señal #x) para cada canal. Un descodificador de canal de prueba 128 selecciona el canal de prueba que tiene que ser monitoreado. Cuando se monitorea un canal especifico, la corriente proveniente del generador de estímulos de canal 84 correspondiente en la unidad generadora de estímulos 44 se desvía hacia la unidad de monitoreo 46 a través de la línea MonSrc 130 y la corriente de estimulación viene de esa última unidad a través de la línea MonStim 132. El generador para estímulos de canal 84 se notifica de que su canal se está monitoreando con la señal MonChanix transmitida para que corresponda al controlador de canal 86. El circuito para selección de electrodos 48 se puede proporcionar con un circuito de canal de calibración formado del descodificador de canal 102 y una red de calibración 134 y se utiliza por la unidad de monitoreo analógico 46. El descodi ficador de canal de calibración 102 selecciona un valor de elemento resistivo conocido, adecuado. Este también se utiliza en el proceso de monitoreo continuo, que genera el voltaje limite de referencia adecuada para VRef . Conjuntos de multiplexores analógicos 136 proporcionan la unidad de monitoreo 46 con el voltaje a través de cualquier par de electrodos a través de las líneas PrbO y Prbl 138, 140. Haciendo referencia a la Figura 12, se muestra un formato posible de un protocolo de comunicaciones para el implante corporal de acuerdo con la presente invención. En el caso ilustrado, las palabras de comando 142 tienen 26 bits de longitud o menos y están compuestas de tres porciones, los bits de identificación de modo 144, la instrucción 146 y los datos 148. Obsérvese que cada instrucción 146 puede contener una o varias partes, dependiendo del modo seleccionado. Una sesión por lo general inicia con un proceso de configuración. Luego, el periodo de estimulación se puede iniciar, de acuerdo con los parámetros 148 de la configuración programada transmitidos por la unidad externa 6. Si surge algún problema, el modo de diagnóstico permite un monitoreo de ambos componentes analógico y digital del sistema. Por último, en cualquier momento, el modo para manejo de energía permite que la unidad externa 6 encienda o apague cualquier componente para un consumo reducido de energía. El ajuste de modo de configuración por la palabra comando <1,0> == 00 permite definir diversos parámetros variables relacionados con la estimulación o el monitoreo. Los primeros cinco registradores de configuración CRO a CR4 del controlador de configuración 62 (véase la Figura 8) definen el protocolo de comunicaciones durante la estimulación. Los siguientes cuatro registradores CR5 a CR8 definen cualesquiera parámetros de diagnóstico, los primeros tres que están dedicados al monitoreo analógico y el último que se relaciona con el diagnóstico digital del sistema. Haciendo referencia a la Figura 13, la definición de los parámetros en los registradores CR0-CR8 es como sigue. El parámetro de Longitud de Cadena de Palabra para Estimulación Parcial (PSWCL, por sus siglas en inglés), define el número de palabras de estimulación secuencial que se envían sin interrupción. El parámetro Indicador de Amplitud (AF, por sus siglas en inglés), define si la amplitud de corriente de estimulación es específica o común para cada sitio. El parámetro de Longitud de Palabra de Amplitud (AWL, por sus siglas en inglés), define el número de bits que especifican la amplitud de la corriente de estimulación. El parámetro de Indicación de Duración de Pulso (PDF, por sus siglas en inglés) define si la duración del pulso de corriente de estimulación es especifica o común para cada sitio. El parámetro de Longitud de palabra de Duración de Pulso (PDWL, por sus siglas en inglés) define el número de bits que especifican la duración del pulso de la corriente de estimulación. El parámetro de Indicador de Duración de Interfaz (IDF, por sus siglas en inglés) define si el retraso entre las dos fases de la corriente de estimulación es específico o común para cada sitio. El parámetro de Longitud de Palabra de Duración de Inferíase (IDWL, por sus siglas en inglés) define el número de bits que especifican el retraso entre las dos fases de la corriente de estimulación. El parámetro de Amplitud Común (CAMP, por sus siglas en inglés) define la amplitud de la corriente de estimulación si este parámetro es común para cada sitio. El parámetro de Duración de Pulso Común (CPD, por sus siglas en inglés) define la duración del pulso de la corriente de estimulación si este parámetro es común para cada sitio. El parámetro de Duración de Interfase Común (CID, por sus siglas en inglés) define el retraso entre las dos fases de la corriente de estimulación si este parámetro es común para cada sitio. El parámetro de Base de Tiempo de Reloj de Estimulación (SCTB, por sus siglas en inglés) define la frecuencia del reloj de estimulación 70 mostrado en la Figura 8. Los parámetros de Canal de Secuencia de Estimulación (SSC, por sus siglas en inglés) y el Sitio de Secuencia de Estimulación (SSS) se utilizan para rellenar la Secuencia de Estimulación RAM 64 mostrada en la Figura 8. El parámetro de Frecuencia de Corte de Filtro de Paso Inferior (LPFCF, por sus siglas en inglés) define la frecuencia de corte del filtro de paso inferior Gm-C 150 mostrado en la Figura 10 en la unidad de monitoreo 46. El parámetro de Base de Tiempo de Reloj de Monitoreo (MCTB, por sus siglas en inglés) define la frecuencia del reloj de monitoreo 76 en el controlador 40 (véase Figura 8) . El parámetro de Amplitud DAC de Monitoreo (MDACA, por sus siglas en inglés) define la amplitud de la corriente de salida del DAC 90 (Figura 9) para monitoreo continuo. El parámetro Resistor de
Calibración (CALRES, por sus siglas en inglés) define el resistor equivalente de referencia en la red de calibración 134 para monitoreo continuo (véase la Figura 11). El parámetro de Variación de
Transconductancia (G R, por sus siglas en inglés) define la ganancia del amplificador de transconductancia 114 (véase la Figura 10). El parámetro de Variación de Corriente del Oscilador (OCR, por sus siglas en inglés) define la variación de corriente de entrada del oscilador controlador de corriente 112 (véase la Figura 10) . El parámetro de Prueba Bajo la Unidad/Módulo (UMUT, por sus siglas en inglés) define la unidad o módulo bajo prueba para diagnóstico digital. El parámetro de Longitud de cadena de Exploración (SCL, por sus siglas en inglés) define el número de bits de la cadena de exploración en la unidad o módulo bajo prueba. El parámetro de Sincronización de Reloj de Estimulación (SS, por sus siglas en inglés) sincroniza el reloj de estimulación 70 (Figura 8) . El parámetro de Sincronización de Reloj de Monitoreo (MS por sus siglas en inglés) sincroniza el reloj de monitoreo 76 (Figura 8) . El parámetro de Restablecer RAM (RR) restablece el apuntador de dirección de la Secuencia de Estimulación RAM 64 (Figura 8) a cero. El parámetro de Monitoreo Continuo (CM, por sus siglas en inglés) activa/desactiva la característica de monitoreo continuo del controlador 40 (Figura 7). Haciendo referencia a la Figura 14, en el ajuste de modo de estimulación mediante la palabra comando <1, 0> == 10, la instrucción 152 depende directamente del protocolo de comunicación para estimulación definido en la configuración. La instrucción 152 se envia como una cadena de un cierto número (PSWCL) de palabras de estimulación, cada una conteniendo de 1 a 34 bits, dependiendo de los parámetros comunes. Si la cadena es mayor a 24 bits, esta se divide en palabras de instrucción de estimulación secuencial de 24 bits o menos para la última palabra. Haciendo referencia a la Figura 15, el ajuste de modo de diagnóstico por parte de la palabra comando <1, 0> == 10, permite análisis detallados y variables de la condición del sistema, sobre los lados tanto digitales como analógicos. Cuando el primer bit de la palabra de instrucción de diagnóstico 154 se envia en un estado inferior 156, los siguientes datos se utilizan para determinar la información requerida para monitoreo analógico. La instrucción luego se compone de: un parámetro de Sitio onitoreado (MS), un parámetro de Canal Monitoreado (MC, por sus siglas en inglés), un parámetro de Amplitud de Corriente de Monitoreo (MAMP, por sus siglas en inglés), y un parámetro de Opciones de Monitoreo (MOPT, por sus siglas en inglés) . El parámetro MOPT 24 especifica que la fuente de estimulación es, lo que la forma de onda de estimulación es, si el valor medido es una corriente, si el valor medido es un voltaje, y si el valor medido es la fase entre la corriente y el voltaje. Cuando el primer bit de la palabra de instrucción de diagnóstico 154 se envia en un estado alto 158, el diagnóstico se relaciona con el sistema digital. Para ingresar un vector de prueba, el siguiente bit se envia a un estado inferior y el vector 160 mismo continúa. Si la longitud del vector de prueba es mayor de 22 bits como se define por el parámetro SCL en el modo de configuración, los 23 y siguientes bits se envían en una palabra de instrucción de diagnóstico similar posterior. Para leer los datos en un módulo particular del sistema, tanto el primero como el segundo bits de la palabra de instrucción de diagnóstico se envian en un estado alto 162. El controlador entonces enviará el resultado de prueba nuevamente a la unidad externa 6. Haciendo referencia a la Figura 16, el ajuste para modo de manejo de energía mediante la palabra comando <1, 0> == 11, permite activar o desactivar cualquier componente del sistema. Los dos parámetros suministrados en este modo son la acción para manejo de energía (PA, por sus siglas en inglés), que define si la unidad/módulo tiene que ser encendido /apagado , y la identificación de unidad/módulo (MID, por sus siglas en inglés) que define que la unidad/módulo para la acción de manejo de energía se tiene que aplicar. Como se mencionó anteriormente. Esta corriente bifásica de estimulación de pulsos utilizada para generar un fosfeno se puede describir por tres parámetros, que son la amplitud, la duración de fase y la duración inter-fase de los pulsos. Cada uno de estos parámetros, así como también, la frecuencia de pulsos, influye en la aparición visual de fosfenos. Se podría requerir una alta velocidad de transmisión de datos para enviar en tiempo real todos los parámetros de estimulación, así como también, las direcciones de los sitios de estimulación correspondientes desde la unidad externa 6 hacía el implante 4. Con el fin de reducir esta velocidad, los datos de estimulación necesarios se pueden transferir como sigue. En primer lugar, cada uno de los parámetros, de antemano, se define para que sea común o específico. Un parámetro común se comparte por todos los sitios de estimulación y se debe cargar únicamente una vez al inicio. Sin embargo, los parámetros específicos tienen que actualizarse en cada sitio de activación. Como un ejemplo, las duraciones de fase e inter-fase pueden ser comunes, y la amplitud puede ser específica. La utilización de uno o dos parámetros comunes permite una reducción significativa en la velocidad de transmisión entre la unidad externa 6 y el implante 4. La elección de que parámetros son comunes o específicos, así como también, el número de bits necesarios para especificar cada uno de los mismos se puede enviar en cualquier momento en el modo de configuración. En segundo lugar, en lugar de enviar la dirección de sitio de estimulación con cada parámetro, se utiliza la RAM 64 (Figura 8). Durante la fase de configuración del implante 4, la unidad externa 6 rellena la memoria 64 con la secuencia de exploración de cada trama en una imagen que se utilizará por ambos dispositivos (el implante 4 y la unidad externa 6) . Los parámetros de estimulación luego se envían en el orden especificado en la memoria 64. Este tipo de t ansferencia de datos necesarios hace al implante 4 bastante configurable , permitiendo que la unidad externa 6 controle por completo las operaciones de estimulación y permita una velocidad de transmisión de trama superior (imagen), si es necesario. Haciendo referencia a la Figura 8, en operación, el generador de comandos de estimulación 66 combina los datos de parámetro comunes con cada palabra de estimulación específica para generar las señales de control de estimulación adecuadas para la unidad generadora de estímulos 44, que indica en particular la amplitud del pulso bifásico (StimAmp), la duración de la fase del pulso (PhaseDur), la duración de interfase del pulso (InterDur), la dirección del sitio de estimulación (StimSite), el número del canal de estimulación (StimChan). Haciendo referencia a la Figura 9, cuando un controlador de canal particular 86 recibe las señales para control de estimulación, se cargan los datos en el conjunto de registradores temporales 92. Una vez que se completa la estimulación anterior, los datos se transfieren en los registradores principales 94 como resultado de un control realizado por el controlador de canal (señales Idnp y Idcp) . El DAC 90 es responsable del controlador de canal 86 (señal Stim) y genera una corriente de estimulación que tiene una amplitud que depende del valor StímAmp. La operación de estimulación 10 inicia utilizando el bus de dirección de sitio 164 para seleccionar el sitio adecuado en el canal y la señal Stim para iniciar y detener la estimulación. El controlador de canal 86 utiliza el temporizador 88 con base en el reloj de estimulación 70 (Figura 8) para ajustar las duraciones de fase e interfase de los pulsos. Haciendo referencia a la Figura 1, la unidad externa 6 tiene un procesador de imágenes y un módulo generador de comandos 174 conectado a la cámara 8 para señales de datos de imagen de procesamiento que corresponden a una escena de la vida real capturada por la cámara 8, de acuerdo con operaciones de procesamiento predeterminadas, y para generar comandos de estimulación compatibles de implante que provocan que el implante 4 produzca la imagen artificial sobre la corteza visual que corresponde a la imagen de la escena real. Un módulo transceptor 176 de preferencia en la forma de un transmisor de transferencia de datos bidireccional FM y de energía se conecta al procesador de imágenes y al módulo generador de comandos, para producir señales control de implante transmitidas por ondas de aire que portan los comandos de estimulación, como se representa por las flechas 42. La unidad externa 6 de preferencia se energiza mediante una batería 204. Haciendo referencia a las Figuras 7 y 17, las operaciones de procesamiento realizadas por el procesador de imágenes y el generador de comandos 174 sobre la escena de la vida real 170 sometida a la obtención 178 mediante la cámara 8 pueden ser una digitalización de las señales de datos de imagen para formar una imagen digital 180, una reducción de imagen de la imagen digital 180 en una imagen a escala reducida 182 que tenga la misma resolución que el arreglo de electrodos 14, y un mejoramiento de imagen de la imagen a escala reducida 14 para formar una imagen mejorada 184 que corresponde a la imagen artificial producida por la unidad de implante 4 y a partir de la cual se generan los comandos de estimulación 186. La unidad externa 6 se puede proporcionar con una interfaz para generación de patrones (no mostrada) en donde las palabras comando se forman a partir de patrones internos en lugar del sensor de imágenes 8. Esta característica podria permitir probar rápidamente los patrones reconocibles similares a un cuadrado, un circulo o una cruz para el ajuste del implante 4 para el usuario 2. Una vez que la imagen 182 tiene la resolución adecuada, de preferencia se aplican las técnicas para me oramiento de imágenes básicas. El fin del mejoramiento es proporcionar a la imagen contrastes y luminosidad más balanceados. La técnica aplicada puede ser una ecualización histográmica lineal que consiste de estirar el histograma de la imagen para cubrir la totalidad del espectro de intensidad de pixeles disponible. No es necesario calcular el histograma total debido a que únicamente son útiles las intensidades de pixeles mínimas y máximas. Con aquellos valores, se puede constituir una tabla de consulta para transformar, uno por uno, cada pixel de la imagen inicial. Las Figuras 18A-B y 19A-B ilustran imágenes a escala reducida y mejoradas mediante el procesador de imágenes 174 (Figura 7), y los histogramas correspondientes, respectivamente. Como puede observarse, el histograma mostrado en la Figura 19B, que corresponde a la imagen mejorada mostrada en la Figura 19A, cubre un espectro más amplio que el histograma mostrado en la Figura 18B para la imagen antes de mejorarla como se muestra en la Figura 18A, Después del mejoramiento de imagen, cada pixel de la imagen resultante representará un fosfeno que se debe crear durante la estimulación de la corteza. Para crear este fosfeno, una palabra comando se debe crear para especificar cada parámetro de estimulación, de la forma de onda al retraso de fase. Debido a que muchos de estos parámetros afectan únicamente la fase cualitativa de la apariencia del fosfeno y los efectos de su modificación no se conocen actualmente por completo, aquellos parámetros se deben alterar fácil y rápidamente. Además, cuando se presenta una estimulación de células biológicas con una corriente eléctrica, la estimulación de las mismas células, o las células alrededor, no se puede repetir antes de un retardo de algunos MS . Estos retardos se denomina tiempo de repolarización. Por esta razón, no se puede utilizar exploración en serie para la estimulación de la corteza con el fin de crear una imagen. En su lugar, se debe seleccionar una secuencia de exploración de tal forma que cada estimulación secuencial no se ejecute en un área en donde se presentó una estimulación antes de que haya transcurrido el tiempo de repolarización. La flexibilidad del sistema de implante de acuerdo con la invención permite el uso de cualquier secuencia de exploración deseada y la configuración del implante 4 con la misma secuencia. Haciendo referencia a las Figuras 7 y 20, la unidad externa 6 se puede proporcionar con un puerto de comunicaciones 188 para comunicación con una computadora (no mostrada) para fines de configuración y prueba. Por ejemplo, para probar el sistema, se pueden utilizar formas fácilmente reconocibles para probar los parámetros de aparición de fosfenos, como se mencionó anteriormente. Aquellas formas se pueden generar mediante la unidad externa 6 en respuesta a una petición de prueba generada por la computadora, a media que se ingresa a través de una interfaz de usuario 190. El usuario puede seleccionar diferentes patrones 192 y ajusfar los parámetros 194 con respecto al objeto en movimiento. Por ejemplo, se pueden seleccionar un cuadrado, una cruz o un círculo, cada uno de los mismos puede estar en una forma rellena o delineada. También se puede implementar generación de caracteres para permitir formas más complejas. Para un mayor control del usuario, aquellos patrones pueden sobrepasar la trayectoria usual de datos y generar directamente las palabras comando en la unidad externa 6. La interfaz de usuario 190 puede exhibir una imagen fuente 196 a medida que es capturada por la cámara 8 o desde otra fuente, y la imagen 198 correspondiente se reduce a la resolución del arreglo de electrodos 14, en su forma mejorada. La reducción de la imagen reducida se puede cambiar instantáneamente dentro de la lista de menú de reducción de velocidad 200. Haciendo referencia a la Figura 7, la cámara
8 de preferencia tiene una resolución variable que proporciona una función de zoom electrónico. Esta característica se puede utilizar ara adaptar la baja resolución de la imagen transmitida al implante 4 (por ejemplo 25 x 25) a la situación en la cual está el usuario. Por ejemplo, el usuario puede seleccionar entre una vista aproximada con respecto a un campo mayor de visión o, inversamente, una vista detallada con respecto a una zona limitada con el fin de percibir los detalles de un punto de interés o para fines de lectura. En lugar de utilizar un proceso de direccionamiento predeterminado utilizando la RAM 64 (véase la Figura 8) como se describió anteriormente, lo cual permite reducir el paso de banda de los datos transmitidos cuando la secuencia de estimulación y los números de pixeles son constantes para cada imagen, también se puede implementar un proceso de direccionamiento especifico para permitir que los sitios de estimulación se seleccionen de acuerdo con cada imagen que será transmitida. Luego, al ajustar un umbral de intensidad de luz bajo el cual se considera que el efecto de estimulación será insignificante, ciertos pixeles de la imagen simplemente se pasarán por alto por la unidad externa 6. Como resultado, el consumo de energía se puede reducir con esto mientras que se mejora la velocidad de ref escamiento de imagen. De preferencia, el umbral se puede ajustar con el fin de discriminar los pixeles que serán transmitidos de aquellos que serán desechados. También se pueden implementar otros métodos de direccionamiento adecuados. El sistema de implante de acuerdo con la invención se puede equipar, por ejemplo, con un sensor de ultrasonido (no mostrado) que tiene un gran campo de detección, de preferencia ajustado como una función del zoom mínimo de la cámara 8 o mayor, que proporciona información sobre la proximidad de los objetos detectados cuya información afecta la intensidad de luz transmitida al cerebro. Este sistema podría permitir al usuario moverse suavemente siguiendo las zonas obscuras o claras que observa, sin requerir de un reconocimiento visual de los objetos circundantes, lo cual puede ser dificil de alcanzar a una baja resolución Por ejemplo 25 x 25). Mientras que las modalidades de esta invención se han ilustrado en los dibujos acompañantes y descritos anteriormente, será evidente para alguien con experiencia en la técnica que se pueden realizar cambios y modificaciones en la presente sin apartarse de la esencia de esta invención. Se cree que todas estas modificaciones o variaciones estarán dentro del alcance de la invención como se definen por las reivindicaciones anexas a la misma.