IMPLANTE COCLEAR DE CANALES MÚLTIPLES CON TELEMETRÍA DE LA RESPUESTA NEURONAL.

Un circuito en un implante coclear para la medición de potenciales de acción evocados eléctricamente que comprende:

a. un electrodo (106) de medición acoplado de forma conmutable a una primera entrada de un amplificador diferencial (112); b. un electrodo (107) de referencia acoplado de forma conmutable a una segunda entrada del amplificador diferencial (112); c. una salida del amplificador diferencial (112) acoplada a una entrada de un modulador sigma-delta (113); d. una salida del modulador sigma-delta (113) acoplada a memoria (114); en el que, durante la medición, el potencial de acción evocado eléctricamente es amplificado y convertido a una secuencia sigma-delta de alta frecuencia de un solo bit, almacenándose la secuencia en la memoria (114) del implante

Campo de la invención

La presente invención versa acerca sistemas de formato de bits para la estimulación eléctrica funcional, y más en particular, acerca de sistemas para la electroestimulación del nervio acústico.

Antecedentes

Los implantes cocleares (prótesis del oído interno) constituyen un medio de ayuda para las personas con sordera profunda o con dificultades de audición severas. A diferencia de las ayudas convencionales para la audición, que se limitan simplemente a aplicar una señal sonora amplificada y modificada, el implante coclear se basa en la estimulación eléctrica directa del nervio acústico. La intención del implante coclear es estimular eléctricamente las estructuras nerviosas del oído interno de tal modo que se obtengan unas impresiones auditivas lo más similares a la audición normal.

Una prótesis coclear comprende esencialmente dos partes: el procesador de lenguaje y el estimulador implantado. El procesador de lenguaje contiene la fuente de alimentación (baterías) de todo el sistema y es utilizado para llevar a cabo el procesamiento de la señal acústica para extraer los parámetros de estimulación. El estimulador (implante) genera los patrones de estimulación y los conduce hasta al tejido nervioso por medio de un conjunto de electrodos que normalmente se colocan en la escala timpánica del oído interno. La conexión entre el procesador de lenguaje y el receptor implantado puede establecerse mediante la codificación de información digital en un canal de radiofrecuencia utilizando un sistema de bobinas acopladas inductivamente.

La decodificación de la información dentro del implante puede requerir una detección de envolvente. La detección de la envolvente de una señal de radiofrecuencia dentro de un implante se efectúa normalmente con un circuito simple, tal como el representado en la Figura 1, compuesto por un diodo rectificador 4, una red RC 1 y 2, y un comparador 7. Un inconveniente de este circuito es que la potencia total consumida por la red RC, debido en parte a la resistencia óhmica, puede ser considerable cuando se tiene en cuenta la aplicación de implante coclear.

Las estrategias de estimulación que emplean estímulos pulsátiles de alta velocidad en conjuntos de electrodos multicanal han demostrado su eficacia para proporcionar altos niveles de reconocimiento del lenguaje. Un ejemplo de ello es la estrategia denominada “Muestreo intercalado continuo (CIS)”, descrita por Wilson B. S., Finley C. C., Lawson

D. T., Wolford R. D., Eddington D. K., Rabinowitz W. M., “Better speech recognition with cochlear implants”, Nature, tomo 352: 236-238(1991), que se incorpora en el presente documento por referencia. Para el CIS se usan impulsos de corriente bifásicos simétricos, que están estrictamente no solapados en el tiempo. La velocidad por canal es típicamente superior a 800 impulsos/seg.

Las estrategias de estimulación basadas en la activación simultánea de las corrientes de electrodo no han demostrado hasta el momento ninguna ventaja sobre el CIS. El problema básico es la interacción espacial entre los canales que provoca el tejido conductor de la escala timpánica situado entre los electrodos de estimulación. Si se activan simultáneamente dos o más fuentes de corriente de estimulación, y no existe ninguna correlación entre ellas, las corrientes fluirán entre los electrodos activos y no alcanzarán las regiones de las neuronas que se pretende estimular. El problema podría ser menos grave con los nuevos diseños de electrodos de estimulación, en lo que los electrodos están mucho más cerca del modiolo que los electrodos existentes, tal como describe Kuzma J., “Evaluation of new modiolushugging electrode concepts in a transparent model of the cochlea”, 4º Simposio Europeo de Implantación Coclear Pediátrica, Bolduque, Holanda (junio de 1998), que se incorpora al presente documento por referencia.

Para las estrategias de estimulación pulsátil a alta velocidad es necesario determinar ciertos parámetros específicos del paciente. Esto se hace varias semanas después de la operación quirúrgica en lo que se denomina procedimiento de “puesta a punto”. Para una determinada duración de fase de los impulsos de estimulación y para una determinada velocidad de estimulación, es preciso determinar dos parámetros clave en cada canal de estimulación:

1. la amplitud mínima de los impulsos bifásicos de corriente necesaria para provocar una sensación auditiva (nivel de umbral, o THL); y

2. la amplitud que dé como resultado una sensación auditiva a un nivel confortable (nivel de bienestar máximo, o MCL).

Para la estimulación, se usan únicamente las amplitudes comprendidas entre MCL y THL (para cada canal). El intervalo dinámico entre MCL y THL es típicamente de 6 a 12 dB. Sin embargo, las posiciones absolutas de los niveles MCL y THL varían considerablemente entre pacientes, y las diferencias pueden alcanzar los 40 dB. Para cubrir estas variaciones absolutas, el intervalo dinámico total para la estimulación de los implantes utilizados actualmente es típicamente de aproximadamente 60 dB.

En la actualidad, los niveles MCL y THL se estiman durante el procedimiento de puesta a punto aplicando impulsos de estimulación y solicitando al paciente su impresión subjetiva. Este procedimiento suele funcionar sin problemas en pacientes con sordera postlocutiva. Sin embargo, hay problemas en los pacientes con sordera prelocutiva o congénita, y en este grupo se incluyen todas las edades —desde niños pequeños hasta adultos—. Normalmente estos pacientes no son capaces de interpretar ni describir las impresiones auditivas, y solo son posibles estimaciones toscas de los niveles MCL y THL en base a procedimientos conductuales. Es preciso mencionar aquí especialmente la situación de los niños pequeños con sordera congénita. Una recepción acústica adecuada es sumamente importante para el desarrollo del habla y del oído del infante, y esta recepción puede conseguirse en muchos casos con un implante coclear adecuadamente puesto a punto.

Una aproximación a una medición objetiva de los niveles MCL y THL se basa en la medición de los EAP (potenciales de acción evocados eléctricamente), tal como describen Gantz B., Brown C. J., Abbas P. J., “Intraoperative Measures of Electrically Evoked Auditory Nerve Compound Action Potentials”, American Journal of Otology 15 (2):137-144(1994), que se incorpora al presente documento por referencia. En esta aproximación, la respuesta general del nervio acústico a un estímulo eléctrico se mide muy cerca de la posición de la excitación del nervio. Esta respuesta neuronal está causada por la superposición de las respuestas neuronales individuales en el exterior de las membranas del axón. La amplitud del EAP en la posición de la medición está comprendida entre 10 μV y 1000 μV. La información sobre los niveles MCL y THL en la posición de un electrodo particular puede esperarse, en primer lugar, de la denominada “función de crecimiento de la amplitud” según describen Brown C. J., Abbas P. J., Borland J., Bertschy M. R., “Electrically evoked whole nerve action potentials in Ineraid cochlear implant users: responses to different stimulating electrode configurations and comparison to psychophysical responses”, Journal of Speech and Hearing Research, tomo 39:453-467 (junio de 1996). Esta función es la relación entre la amplitud del impulso de estimulación y la tensión entre picos del EAP. Otra relación interesante es la denominada “función de recuperación”. En este caso, la estimulación se consigue con dos impulsos separados por un intervalo variable. La función de recuperación, como la relación de la amplitud del 2º EAP y el intervalo entre impulsos, permite extraer conclusiones sobre las propiedades refractivas y las propiedades particulares relativas a la resolución en el tiempo del nervio acústico.

También puede hacerse referencia, por ejemplo, al documento WO-A-94/14376, que versa acerca de un sistema y un aparato de telemetría, y al documento WO-A-97/48447, que versa acerca de un sistema de un implante coclear de calibración automática y acerca de un procedimiento para ponerlo a punto.

Resumen de la invención

En una realización, la presente invención proporciona un circuito en un implante coclear para la medición de potenciales de acción evocados eléctricamente que comprende:

(a) un electrodo de medición acoplado de forma conmutable a una primera... [Seguir leyendo]

1. Un circuito en un implante coclear para la medición de potenciales de acción evocados eléctricamente que comprende:

a. un electrodo (106) de medición acoplado de forma conmutable a una primera entrada de un amplificador diferencial (112);

b. un electrodo (107) de referencia acoplado de forma conmutable a una segunda entrada del amplificador diferencial (112);

c. una salida del amplificador diferencial (112) acoplada a una entrada de un modulador sigma-delta (113);

d. una salida del modulador sigma-delta (113) acoplada a memoria (114); en el que, durante la medición, el potencial de acción evocado eléctricamente es amplificado y convertido a una secuencia sigma-delta de alta frecuencia de un solo bit, almacenándose la secuencia en la memoria (114) del implante.

2. Un circuito de medición según la reivindicación 1 en el que la memoria (114) es RAM.

3. Un circuito de medición según la reivindicación 1 que, además, comprende un condensador (123) de muestreo acoplado entre la entrada del modulador sigma-delta (113) y la salida del amplificador diferencial (112) acoplada de forma conmutable a la entrada del modulador sigma-delta (113), en el que el modulador sigma-delta (113) muestrea en tiempos seleccionados los potenciales de acción evocados eléctricamente.

4. Un circuito de medición según la reivindicación 3 en el que el condensador (123) de muestreo está acoplado de forma conmutable al electrodo (106) de medición y a un electrodo (105) de referencia para permitir la medición de interferencias de estímulo.

5. Un procedimiento de medición de potenciales de acción evocados eléctricamente por un implante coclear que comprende:

a. muestrear una señal de entrada entre un electrodo (106) de medición y un electrodo (107) de referencia para producir una señal muestreada;

b. amplificar la señal muestreada con un amplificador (112) para producir una señal analógica amplificada;

c. digitalizar la señal analógica amplificada con un modulador sigma-delta (113) para producir una señal digitalizada;

d. dar salida de la señal digitalizada a memoria (114); en el que, durante la medición, el potencial de acción evocado eléctricamente es amplificado y convertido a una secuencia sigma-delta de alta frecuencia de un solo bit, almacenándose la secuencia en la memoria (114).

6. Un procedimiento según la reivindicación 5 en el que la señal de entrada es muestreada con un primer interruptor doble (110).

7. Un procedimiento según la reivindicación 5 en el que la señal analógica amplificada es muestreada y retenida antes de ser digitalizada.

8. Un procedimiento según la reivindicación 5 en el que el amplificador es un amplificador diferencial (112).

9. Un procedimiento según la reivindicación 8 en el que el electrodo (106) de medición y el electrodo (107) de referencia están acoplados al amplificador diferencial (112) por medio de condensadores (108, 109) de acoplamiento.

10. Un procedimiento según la reivindicación 5 que comprende, además, el envío de la secuencia de datos sigma-delta desde la memoria (114) al exterior mediante modulación de carga, permitiendo la reconstrucción de la señal del potencial de acción evocado eléctricamente a partir de los datos digitalizados, que ha de lograrse fuera de línea.

11. Un procedimiento de medición de interferencias de estímulo por un implante coclear 5 que comprende:

a. muestrear una tensión de entrada entre un electrodo (106) de medición y un electrodo (105) de referencia con un condensador (123) de muestreo para crear una entrada muestreada;

b. dar salida, en un instante temporal programable, a la entrada muestreada a un modulador sigma-delta (113) para producir una secuencia de datos sigma-delta;

c. dar salida a la secuencia de datos sigma-delta a memoria (114).

12. Un procedimiento según la reivindicación 11 que comprende, además, el envío de la secuencia de datos sigmadelta desde la memoria (114) al exterior mediante modulación de carga, permitiendo la reconstrucción de la señal del potencial de acción evocado eléctricamente a partir de los datos digitalizados, que ha de lograrse fuera de línea.