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KR101280693B1 - 전력 소모 감소를 위한 동시적 자극 - Google Patents

전력 소모 감소를 위한 동시적 자극 Download PDF

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KR101280693B1
KR101280693B1 KR1020077022786A KR20077022786A KR101280693B1 KR 101280693 B1 KR101280693 B1 KR 101280693B1 KR 1020077022786 A KR1020077022786 A KR 1020077022786A KR 20077022786 A KR20077022786 A KR 20077022786A KR 101280693 B1 KR101280693 B1 KR 101280693B1
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pulses
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pulse
electrode array
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클레멘스 엠. 지르호퍼
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메드-엘 엘렉트로메디지니쉐 게라에테 게엠베하
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Abstract

자극 시스템은 단극성 전극 구조를 가지는 다중-채널 전극 어레이를 가지는 자극기를 포함한다. 프로세서는 상기 자극기에 동작적으로 결합된다. 상기 프로세서는 동시적인 부호 상관된(sign-correlated) 펄스 및 채널 상호작용 보상(channel interaction compensation)을 이용하여 채널 상호작용(channel interaction: CI) 시퀀스를 결정하도록 구성된다. 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지며, 상기 다중-채널 어레이에 대하여 소정의 위치에서 희망하는 전위와 실질적으로 동일한 결과적인 전위를 발생시킨다. 상기 CI 시퀀스는 펄스들 사이에서 시간적 갭을 포함할 수 있으며, 상기 프로세서는 CI 펄스 제어 레이트를 증가시키도록 구성되어 상기 펄스들간 시간적 갭이 감소될 수 있다. 상기 프로세서는 펄스 위상 지속기간을 증가시키면서 상기 CI 시퀀스의 펄스 진폭을 감소시키도록 구성되어서, 펄스당 전하가 실질적으로 변동되지 않고 유지되고 상기 펄스들 간의 시간적 갭이 감소된다.
달팽이관, 임플란트, 인공보철물, 전기자극, 동시적 자극, 자극기

Description

전력 소모 감소를 위한 동시적 자극{SIMULTANEOUS STIMULATION FOR LOW POWER CONSUMPTION}
본 발명은 전기적 신경 자극에 관한 것으로, 특히, 채널 특정 샘플링 시퀀스에 기반한 신경의 전기자극(electrostimulation)에 관한 것이다.
달팽이관 임플란트(내이 인공보철물)(Cochlear implants (inner-ear prostheses))는 심한 귀머거리나 심한 청각 장애인에게 도움을 줄 가능성이 있다. 단지 증폭하고 변형시킨 소리 신호를 제공하는 통상의 보청기와 달리, 달팽이관 임플란트는 청각 신경의 직접적인 전기적 자극에 기초하고 있다. 달팽이관 임플란트의 의도는 보통의 청각에 가장 유사한 청각의 감각이 구해지는 방식으로 내이 내 신경 구조를 전기적으로 자극하는 것이다.
도 1은 통상의 달팽이관 인공보철물을 도시한다. 달팽이관 인공보철물은 본질적으로 두 부분, 즉, 전형적으로 귀의 외측 가까이 위치한 음성 프로세서(101)와, 임플란트된 자극기(105)로 구성된다. 음성 프로세서(101)는 전체 시스템의 파워 서플라이(배터리)를 포함하며, 청각 신호를 신호 처리하여 자극 파라미터를 추출하는데 사용된다. 자극기(105)는 자극 패턴을 발생시키고 이 자극 패턴을 내이의 고실계(scala tympani)(109) 내로 연장하는 전극 어레이(107)에 의해 신경 조직 으로 전달한다. 음성 프로세서와 자극기간의 연결은 자극기(105) 내 일차 코일(103) 및 이차 코일을 이용하여 (피부를 통한(transcutaneous)) 무선 주파수 링크에 의해 또는 (피부를 통해서(percutaneous)) 피부내 플러그에 의해 이루어진다.
한가지 성공적인 자극 전략은 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, vol. 352, 236-238 (1991년 7월)[이하 Wilson 등., 1991 이라 함]에 의해 기술된 소위 "연속-인터리브-샘플링 전략(continuous-interleaved-sampling strategy"(CIS)이며, 이는 본 명세서에서 참조문헌으로 인용된다. 음성 프로세서에서 CIS의 신호 처리는 다음과 같은 단계를 포함한다:
a. 오디오 주파수 범위를 필터 뱅크에 의해 스펙트럼 대역으로 분할하는 단계,
b. 각 필터 출력 신호의 엔벨로프 검출 단계, 및
c. 엔벨로프 신호의 순간적 비선형 압축 단계(맵 법칙).
달팽이관의 토노토픽 구조(tonotopic organization)에 따르면, 고실계 내 각 자극 전극은 외부의 필터 뱅크의 대역 통과 필터와 연관된다. 자극을 위해, 대칭적인 2상(biphasic) 전류 펄스가 인가된다. 자극 펄스의 진폭은 압축된 엔벨로프 신호 (전술한 단계(c))로부터 직접 구해진다. 이들 신호는 순차적으로 샘플되고, 자극 펄스는 엄밀하게 중첩하지 않는 순서로 인가된다. 그래서, 전형적인 CIS-특징으로서, 하나의 자극 채널만이 동시에 활성화된다. 전체적인 자극 레이트는 비교적 높다. 예를 들면, 전체 자극 레이트를 18 kpps 이라고 가정하고, 12-채널 필 터 뱅크를 사용한다면, 채널당 자극 레이트는 1.5 kpps 이다. 이러한 채널당 자극 레이트는 통상 엔벨로프 신호를 적절히 시간적으로 표현하기에 충분하다.
최대의 전체적 자극 레이트는 펄스당 최소 위상 지속기간(phase duration)으로 제한된다. 위상 지속기간은 임의적으로 짧게 선택될 수 없는데, 그 이유는 그 펄스가 짧을수록 뉴런에서 활동 전위(action potential)를 유도하는 전류 진폭이 더 높아져야 하며, 전류 진폭이 여러가지 실용적인 이유로 인해 제한되기 때문이다. 전체적인 자극 레이트가 18 kpps 인 경우, 위상 지속기간은 하위 한계치인 27 ㎲이다.
CIS 대역 통과 필터의 각 출력은 대역 통과 필터의 중심 주파수에서 대략 사인곡선으로서 간주될 수 있고, 엔벨로프 신호에 의해 변조된다. 이것은 필터의 품질 계수 Q = 3에 기인한다. 발음한 음성 분절의 경우, 이 엔벨로프는 대략 주기적이고, 반복율은 피치 주파수와 같다.
현재의 CIS-전략에 있어서, 엔벨로프 신호만이 추가적인 처리에 사용된다. 즉, 엔벨로프 신호는 전체 자극 정보를 내포하고 있다. 각 채널마다, 엔벨로프는 일련의 일정한 반복율의 2상(biphasic) 펄스로서 표현된다. CIS의 특징이 되는 특색으로서, 이러한 반복율(전형적으로 1.5 kpps)은 모든 채널이 동일하며, 개별 채널의 중심 주파수와는 아무런 관련이 없다. 이것은 반복율이 환자를 위한 일시적인 단서가 아니라는 것을 의도한다. 즉, 반복율은 충분히 높아서, 환자가 반복율과 동일한 주파수의 톤을 인식하지 못한다. 반복율은 통상 엔벨로프 신호의 대역폭의 두배 보다 많게 설정된다(나이퀴스트 이론).
단극성 자극( monopolar stimulation )을 이용한 12-채널 달팽이관 임플란트의 전극 구조
도 2는 미국 특허 제 6,600,955 호에 기술된 12-채널 달팽이관 임플란트에서 사용된 전극 구조의 일예를 도시한다. 12개의 전극 접점(201)(검은 점)을 갖는 전극 어레이는 달팽이관의 고실계 내에 배치된다. 이들 전극(201)은 각기 캐패시터 C(203) 및 한쌍의 전류원(205 및 207)에 연결되어, 전류원(205 및 207)의 제2 포트가 임플란트 접지 GND(209) 및 임플란트 공급 전압 Vcc(211)에 각기 연결된다. 전류원(205 및 207)은, 예를 들면, 각기 P-채널 및 N-채널 MOS 전계효과 트랜지스터를 이용하여 구현될 수 있다. 그래서, 편의상, 전류원(205 및 207)은 P-전류원 및 N-전류원으로 지칭된다. 기준 전극(213)은 달팽이관의 외부에 배치되고 한쌍의 스위치(215 및 217)에 연결되어, 스위치(215 및 217)의 제2 포트들이 각기 임플란트 접지 GND 및 임플란트 공급 전압 Vcc에 연결된다.
이러한 구성의 간략화된 집중-소자(lumped-element) 모델이 도 3에 도시된다. 임피던스 ZI(301)는 달팽이관 내(intra-cochlear) 전극 접점의 금속 표면과 고실계 내 유체 사이의 계면 임피던스를 나타낸다. 임피던스 ZI , REF(303)는 기준 전극의 계면 임피던스를 나타낸다. 달팽이관 내 유체는 오믹 저항 RS(305)로 표현된다. 달팽이관 내 단면적은 고실계를 따라서 변하고 있기 때문에, Kral A., Hartmann R., Mortazavi D., and Klinke R., "Spatial Resolution of Cochlear Implants: The Electrical Field and Excitation of Auditory Afferents," Hearing Research 121, pp. 11-28, 1998, 에서 기술된 바와 같이, 통상 변수 RS라 가정되며, 이는 본 명세서에서 참조문헌으로 인용된다. 저항 RB(307)은 달팽이관이 매립되어 있는 뼈 구조를 나타내며, 또한 위치에 의존적이기도 하다. 공간적 의존관계는 중요하지 않으므로, 편의상 Rs 및 RB는 상수로 가정한다. 그 외에, 무한 사다리형 네트워크 RS/RB가 가정된다. 자극 전류는 기준 전극으로 진행하는 곳에 있는 저항성이 높은 구조물을 통과한다.
임피던스 ZI 및 ZI , REF는 일반적으로 복소수이며 주파수에 의존적이다. 그러나, 임피던스의 체외 진단(in-vitro measurement)에 의하면, 전극의 기하학적 구성 및 달팽이관 임플란트 응용에 사용된 매우 짧은 박동성 자극 파형의 경우 계면 임피던스가 순수하게 오믹으로 가정될 수 있음을 보여준다.
미국 특허 제 6,600,955 호에 기술된 바와 같이, 도 3에 도시된 자극 구조는 (a) 단일의 비동시적 자극 펄스, 또는 (b) "부호-상관된(sign-correlated) 동시적 펄스를 발생시키는데 사용될 수 있다. 예를 들면, 한 전극에서 단일의 대칭적인, 2상 펄스의 두 위상은 이 전극과 연관된 P-전류원(313) 중 하나를 먼저 활성화시키고 스위치(315)를 닫은 다음, 연관된 N-전류원(311)을 활성화시키고 스위치(317)를 닫음으로써 발생된다. 이 펄스의 제1 위상에서, 전류는 사다리 네트워크를 경유하여 연관된 전류원의 쌍으로부터 스위치 쌍으로 흘러가고, 제2 위상에서 전류 방향은 반대로 된다. 이들 두 위상의 전류 진폭과 위상 지속기간이 동일하다면, 펄스 는 전하가 균형을 이룬다. 즉, 어떠한 순 전하도 사다리형 네트워크에 전달되지 않는다.
하나 이상의 자극 펄스가 동시에 인가되면, 이러한 펄스는 "부호-상관"을 받게 된다. 즉, 여러 P-전류원이 동시에 활성화되고 스위치(315)가 닫히거나 여러 N-전 류원이 동시에 활성화되고 스위치(317)가 닫히지만, 활성화된 P-전류원과 N-전류원 간의 혼합은 이루어지지 않는다. 이것은 전류의 합이 항상 기준 전극(즉, 임피던스 ZI ,REF)을 통해 흐르는 것을 보장하는 것이다. 그러한 자극 구성은 "분산된 단극성(distributed monopolar)"으로서 지칭된다.
예를 들면, 단일의 2상 펄스의 제1 위상 동안에 발생되는 전위는 도 4를 참조하여 설명된다. P-전류원(401)은 전압 강하 UP를 일으키는 특정 진폭 IP을 발생시킨다고 하자(연관된 N-전류원(403)은 이 단계에서 활성화되지 않는다). 캐패시터(405)는 펄스 이전에는 충전되지 않은 것으로 가정하면, 전류 IP는 캐패시터(405) 양단에 시간에 따라 선형적으로 증가하는 전압 Uc를 일으킬 것이다. 그러나, 캐패시턴스가 충분히 크다고 가정하면, 제1 펄스 위상의 끝에서 캐패시터(405) 양단에는 비교적 적은 전압만이 강하될 것이다. 전형적으로, UC는 수십 밀리볼트 보다 크지 않으며, 그래서 오믹 네트워크에서 다른 전압 강하와 비교해서 통상 무시할 수 있다. 계면 임피던스 ZI은 상당한 전압 강하, UI = ZIIP, 를 유발한다. 전류 IP는 수평 저항 RS 및 수직 저항 RB로 구성된 무한 사다리형 네트워크 내에서 분배된다. 수직 저항 RB 양단의 전압 강하의 분배는 지수적인 특성, 즉, 최대 전압 강하 UB가 저항(409)에서 발생되고, 양측에서 이웃하는 저항 RB 양단의 전압 강하가 지수적으로 감쇄, 즉, 저항(411 및 413)에서의 αUB, 저항(415 및 417)에서의 α2UB, 저항(419 및 421)에서의 α3UB 등으로 감쇄하는 지수적인 특성을 보여줄 것이다. 인수 α는 비율 RS/RB 만의 함수이며, 간단히 계산하면
Figure 112007071649806-pct00001
이다. 저항 RB을 통해 흐르는 모든 전류의 합은 다시 IP이고, 이 전류는 임피던스 ZI , REF(423) 및 닫힌 스위치(425)를 경유하여 다시 임플란트 접지로 흐른다. ZI , REF 양단의 전압 UI , REF는 UI , REF = ZI , REFIP로 주어지며, 스위치가 이상적이라고 가정하면, 닫힌 스위치(425) 양단에서 전압 강하는 일어나지 않는다. 모든 전압 강하를 합산하면 임플란트 공급 전압 VCC는 다음과 같다.
VCC = UP + UC + U1 + UB + UI , REF
그러한 회로의 전체 전력 소모는 다음과 같다.
PTOT = VCCIP
본 출원에서, PTOT 는 가능한 작은 것이 바람직하다. 소정 전류 진폭 IP의 경우, 임플란트 공급 전압이 최소화된다면, 전체 전력 소모는 최소화된다.
전형적인 수치로 예를 들면, 계면 임피던스 ZI = 5 kΩ 이고 ZI ,REF = 250 Ω 이라고 가정하면, 사다리형 네트워크 임피던스 RS = 450 Ω이고 RB = 9 kΩ (α= 0.8 이됨)이며, 전류 진폭 IP = 800 μA 이다. 이 가정 하에서 UI = 4 V, UB = 0.8 V, UI,REF = 0.2 V 가 산출될 수 있다. 이들 값을 수학식 1에 대입하고 캐패시터 양단 전압 UC를 무시하면, VCC - UP = U1 + UB + UI,REF = 5V 가 산출된다. P-전류원(401)이 무시할 수 있는 전압 Up로 동작될 수 있다고 가정하면, 최소 임플란트 공급 전압 Vcc = 5V 로 산출된다. 이를 수학식 2에 대입하면, 총 전력 PTOT = 4 mW 가 산출된다. 분명하게, PTOT의 80%가 계면 임피던스 ZI에서 흡수된다. 즉, PI = UIIP = 3.2 mW 이고, 이 전력은 자극 자체에 기여하지 못한다. 그래서, 임플란트 공급 전압의 감소 및 자극 전력 소모의 감소에 대하여 전압 강하 UI 를 감소시키는 것이 바람직하다.
ZI 양단의 전압 강하를 줄이는 한가지 접근법은 ZI 자체를 줄이려는 시도이다. 예를 들면, 전극 표면을 더 크게하면 ZI를 줄일 수 있을 것이다. 그러나, 전극 표면의 크기는 전형적으로 더 이상 증가할 수 없는데, 그 이유는 전극 거리와 같은 기하학적 구조의 한계에 이미 도달했기 때문이다. 또 다른 접근법은 ZI가 시간이 지나도 안정하지 않고 임플란테이션 후 몇 주 지나서 증가한다는 인식에 기반하는 것이다. 그 이유는 특정한 조직이 성장하여 전극 표면을 덮어버리기 때문이다. 수술 중에 코르티코이드(corticoid)를 주입하면, 이 추가적인 조직의 성장이 감소하고 임피던스를 적어도 그의 초기 값으로 유지하는 것으로 보인다.
본 발명의 제1 양태에 있어서, 단극성 전극 구조를 갖는 다중-채널 전극 어레이 내 전극들을 동시에 활성화하기 위한 방법이 제공된다. 이 방법은 상기 전극 어레이에 대하여 소정 위치에서의 희망 전위를 결정하는 단계를 포함한다. 상기 다중-채널 어레이의 적어도 두 전극들과 연관된 동시적인 부호-상관된 펄스들의 진폭은 상기 소정 위치에서 상기 희망하는 전위와 실질적으로 같은 총 전위를 제공하도록 결정된다. 상기 적어도 두 전극은 상기 소정 위치에서 상기 희망하는 전위를 얻기 위하여 상기 결정된 진폭의 함수로서 동시에 활성화되며, 상기 적어도 두 전극은 활성화될 때 공간적인 채널 상호작용을 갖는다.
본 발명의 관련된 실시예에 따르면, 진폭을 결정하는 단계는 상기 소정 위치에서 상기 각각의 부호-상관된 펄스로부터 결과적인 전위를 가산하는 단계를 포함할 수 있다. 상기 결정된 각각의 진폭은 상기 희망하는 전위를 얻기 위하여 연속-인터리브-샘플링 전략을 이용하여 상기 다중-채널 전극 어레이 내 전극을 활성화시키는데 필요한 진폭보다 작을 수 있다. 상기 동시적인 부호-상관된 펄스를 이용하여 적어도 두 전극을 활성화시키는데 필요한 전력은 상기 희망 전위를 얻기 위하여 연속-인터리브-샘플링 전략을 이용하여 상기 다중-채널 전극 어레이 내 적어도 두 전극을 활성화시키는데 필요한 전력보다 작을 수 있다. 상기 전극 어레이는 살아있는 대상물 내에 임플란트될 수 있다. 예를 들면, 상기 전극 어레이는 청각 신경을 자극하는데 사용될 수 있다.
본 발명의 또 다른 양태에 있어서, 다중-채널 전극 어레이 내 전극들을 활성화시키는 방법은 순차적인 자극 순차 펄스 레이트 및 순차적인 자극 순차 평균 펄스 진폭을 갖는 순차적인 자극 시퀀스를 결정하는 단계를 포함하며, 상기 순차적 자극 시퀀스는 다중-채널 전극 어레이에 대하여 소정 위치에서 희망하는 전위를 발생시킨다. 예를 들면, 연속-인터리브-샘플링(continuous-interleaved-sampling: CIS) 시퀀스일 수 있는 상기 순차적인 자극 시퀀스는 동시적인, 부호-상관된 펄스 및 채널 상호작용 보상(channel interaction compensation)을 이용하여 채널 상호작용(channel interaction: CI) 시퀀스로 변환된다. 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지며, 상기 CI 시퀀스는 상기 소정 위치에서 상기 희망하는 전위와 실질적으로 동일한 결과적인 전위를 발생시킨다.
본 발명의 관련된 실시예에 따르면, 상기 전극들은 상기 CI 시퀀스의 함수로서 활성화될 수 있다. 상기 CI 시퀀스의 평균 펄스 진폭은 상기 순차적인 자극 시퀀스의 평균 펄스 진폭보다 작을 수 있다. 상기 CI 시퀀스에 필요한 자극 전력은 상기 순차적인 자극 시퀀스에 필요한 자극 전력보다 작을 수 있다. 상기 순차적인 자극 시퀀스 및/또는 상기 CI 시퀀스는 대칭적인 2상 전류 펄스를 포함할 수 있다. 상기 다중-채널 어레이는 원격 접지를 갖는 단극성 전극 구조를 이용할 수 있다.
본 발명의 또 다른 실시예에 따르면, 상기 CI 펄스 레이트는 상기 순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트와 실질적으로 동일할 수 있어서, 상기 CI 시퀀스는 펄스들 간의 시간적 갭을 포함한다. 상기 CI 펄스 레이트는 증가될 수 있으며, 상기 펄스들 간의 시간적 갭은 감소된다. 상기 CI 시퀀스의 펄스 진폭은 펄스당 전하가 실질적으로 변동되지 않고 유지되도록 펄스 위상 지속기간을 증가시키면서 감소될 수 있으며, 상기 펄스들 간의 시간적 갭은 감소된다.
본 발명의 또 다른 양태에 있어서, 달팽이관 인공보철물 시스템은 임플란트가능하게 적응된 자극기를 포함하고, 상기 자극기는 단극성 전극 구조를 갖는 다중-채널 전극 어레이를 포함한다. 프로세서는 상기 자극기에 동작적으로 결합된다. 상기 프로세서는 상기 다중-채널 전극 어레이에 대하여 소정 위치에서의 총 전위가 희망하는 전위와 같도록 상기 다중-채널 어레이의 적어도 두 전극과 연관된 동시적인 부호 상관된(sign-correlated) 펄스의 진폭을 결정하도록 구성되며, 상기 적어도 두 전극은 공간적인 채널 상호작용을 갖는다. 상기 프로세서는 추가적으로 상기 소정 위치에서 상기 희망하는 전위를 얻기 위하여 상기 결정된 진폭의 함수로써 상기 적어도 두 전극을 동시에 활성화시키도록 구성된다.
본 발명의 관련된 실시예에 따르면, 상기 총 전위는 상기 소정 위치에서 동시적인 부호-상관된 각 펄스로부터의 결과적인 전위의 합과 동일하다. 각각의 결정된 진폭은 상기 소정 위치에서 상기 희망하는 전위를 얻기 위하여 연속-인터리브-샘플링 전략을 이용하여 상기 다중-채널 전극 어레이 내 전극을 활성화시키는데 필요한 펄스 진폭보다 작을 수 있다. 상기 부호-상관된 펄스를 이용하여 상기 적어도 두 전극을 동시에 활성화시키는데 필요한 전력은 희망하는 전위를 얻기 위하여 연속-인터리브-샘플링 전략을 이용하여 상기 적어도 두 전극을 활성화시키는데 필요한 전력보다 작을 수 있다.
본 발명의 또 다른 양태에 있어서, 달팽이관 인공보철물 시스템은 임플란트가능하게 적응된 자극기를 포함하고, 상기 자극기는 단극성 전극 구조를 갖는 다중-채널 전극 어레이를 포함한다. 프로세서는 상기 자극기에 동작적으로 결합된다. 상기 프로세서는 상기 다중-채널 전극 어레이에 대하여 소정 위치에서의 희망하는 전위가 발생되도록, 순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트 및 순차적인 자극 시퀀스 평균 펄스 진폭을 갖는 순차적인 자극 시퀀스를 결정하도록 구성된다. 더욱이, 상기 프로세서는 상기 순차적인 자극 시퀀스를 동시적인 부호 상관된 펄스 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스로 변환하고, 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지며, 상기 CI 시퀀스는 상기 소정 위치에서 상기 희망하는 전위와 실질적으로 동일한 결과적인 전위를 발생시킨다.
본 발명의 관련된 실시예에 따르면, 상기 프로세서는 상기 소정 위치에서 상기 희망하는 전위를 얻기 위하여 상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시키도록 구성될 수 있다. 상기 CI 시퀀스의 평균 펄스 진폭은 상기 순차적인 자극 시퀀스의 평균 펄스 진폭보다 작을 수 있다. 상기 CI 시퀀스에 필요한 자극 전력은 상기 순차적인 자극 시퀀스에 필요한 자극 전력보다 작을 수 있다. 상기 순차적인 자극 시퀀스 및 상기 CI 시퀀스는 대칭적인 2상 전류 펄스를 포함할 수 있다. 상기 CI 펄스 레이트는 상기 CI 시퀀스가 펄스들 간의 시간적 갭을 포함하도록, 상기 순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트와 실질적으로 동일할 수 있다. 상기 프로세서는 추가로 상기 CI 펄스 레이트를 증가시키도록 구성될 수 있으며, 상기 펄스들 간의 시간적 갭은 감소된다. 상기 프로세서는 추가로 펄스당 전하가 실질적으로 변동되지 않고 유지되도록 펄스 위상 지속기간을 증가시키면서 상기 CI 시퀀스의 펄스 진폭을 감소하도록 구성될 수 있으며, 상기 펄스들 간의 시간적 갭은 감소된다. 상기 순차적인 자극 시퀀스는 연속-인터리브-샘플링(CIS) 시퀀스일 수 있다.
본 발명의 또 다른 양태에 있어서, 자극 시스템은 단극성 전극 구조를 갖는 다중-채널 전극 어레이를 포함하는 자극기를 포함한다. 프로세서는 상기 자극기에 동작적으로 결합된다. 상기 프로세서는 동시적인 부호 상관된 펄스 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스를 결정하도록 구성되며, 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 갖는다. 상기 CI 시퀀스는 상기 다중-채널 어레이에 대하여 소정 위치에서 희망하는 전위와 실질적으로 동일한 결과적인 전위를 발생시킨다.
본 발명의 관련된 실시예에 따르면, 상기 자극기는 임플란트가능하게 적응될 수 있고, 달팽이관 임플란트의 일부일 수 있다. 상기 프로세서는 상기 소정 위치에서 상기 희망하는 전위를 얻기 위하여 상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시키도록 구성될 수 있다. 상기 CI 시퀀스는 대칭적인 2상 전류 펄스를 포함할 수 있다.
본 발명의 또 다른 관련된 실시예에 따르면, 상기 CI 시퀀스는 펄스들 간의 시간적인 갭을 포함할 수 있다. 상기 프로세서는 추가로 상기 펄스들 간의 시간적 갭이 감소되도록, 상기 CI 펄스 레이트를 증가시키도록 구성될 수 있다. 상기 프로세서는 추가로 펄스당 전하가 실질적으로 변동되지 않고 유지도록 하고 상기 펄스들 간의 시간적 갭이 감소되도록 펄스 위상 지속기간을 증가시키면서 상기 CI 시퀀스의 펄스 진폭을 감소시키도록 구성될 수 있다.
본 발명의 또 다른 양태에 있어서, 자극 시스템은 단극성 전극 구조를 갖는 다중-채널 전극 어레이를 포함하는 자극기를 포함한다. 제어 수단은 상기 자극기를 제어한다. 상기 제어 수단은 동시적인 부호-상관된 펄스 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스를 결정한다. 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지며, 상기 다중-채널 어레이에 대하여 소정 위치에서 희망하는 전위와 실질적으로 동일한 결과적인 전위를 발생시킨다.
본 발명의 관련된 실시예에 따르면, 상기 자극기는 임플란트가능하게 적응될 수 있고, 달팽이관 임플란트의 일부일 수 있다. 상기 제어 수단은 상기 소정 위치에서 상기 희망하는 전위를 얻기 위하여 상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시키도록 구성될 수 있다. 상기 CI 시퀀스는 대칭적인 2상 전류 펄스를 포함할 수 있다.
본 발명의 또 다른 관련된 실시예에 따르면, 상기 CI 시퀀스는 펄스들 사이에서 시간적인 갭을 포함할 수 있다. 상기 제어 수단은 상기 펄스들 간의 시간적 갭이 감소되도록, 상기 CI 펄스 레이트를 증가시킬 수 있다. 상기 제어 수단은 추가로 펄스당 전하기 실질적으로 변동되지 않고 유지되도록 하고 상기 펄스들 간의 시간적 갭이 감소되도록 펄스 위상 지속기간을 증가시키면서 상기 CI 시퀀스의 펄스 진폭을 감소시키도록 구성될 수 있다.
본 발명의 또 다른 양태에 있어서, 단극성 전극 구조를 갖는 다중-채널 전극 어레이 내 전극들을 동시에 활성화시키기 위한 컴퓨터 프로그램 제품이 제공된다. 상기 컴퓨터 프로그램 제품은 컴퓨터 판독가능한 프로그램 코드를 갖는 컴퓨터 이용가능한 매체를 포함한다. 상기 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드는 동시적인 부호 상관된 펄스 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스를 결정하기 위한 프로그램 코드를 포함하며, 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 갖고, 상기 다중-채널 어레이에 대하여 소정 위치에서 희망하는 전위와 실질적으로 동일한 결과적인 전위를 발생시킨다.
또 다른 관련된 실시예에 따르면, 상기 컴퓨터 프로그램 제품은 상기 소정 위치에서 상기 희망하는 전위를 얻기 위하여 상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시키기 위한 프로그램 코드를 더 포함한다. 상기 CI 시퀀스는 대칭적인 2상 전류 펄스를 포함할 수 있다.
본 발명의 또 다른 실시예에 따르면, 상기 CI 시퀀스는 펄스들 사이에서 시간적인 갭을 포함할 수 있다. 상기 컴퓨터 제품은 상기 펄스들 간의 시간적 갭이 감소되도록 상기 CI 펄스 레이트를 증가시키기 위한 프로그램 코드를 더 포함할 수 있다.
상기 컴퓨터 프로그램 제품은 펄스당 전하가 실질적으로 변동되지 않고 유지되도록 하고 상기 펄스들 간의 시간적 갭이 감소되도록, 펄스 위상 지속기간을 증가시키면서 상기 CI 시퀀스의 펄스 진폭을 감소시키기 위한 프로그램 코드를 더 포함할 수 있다
본 발명의 전술한 특징들은 첨부 도면을 참조한 다음의 상세한 설명을 참조함으로써 더욱 쉽게 이해될 것이다.
도 1은 통상적인 달팽이관 인공보철물을 도시하는 도면.
도 2는 12-채널 달팽이관 임플란트에서 사용된 다극성 전극 구조의 블록도.
도 3은 도 2의 전극 구조의 간략화된 집중-소자 모델을 도시하는 도면.
도 4는 자극 펄스의 한 위상이 유도될 때, 도 2의 전류 및 전압의 상세를 도시하는 도면.
도 5a는 순차적으로 인가된 같은 진폭의 두 자극 펄스로 인한 두 (정규화된)고실계 전위를 도시하는 도면.
도 5b는 본 발명의 실시예에 따라서, 동시에 인가된 두 CIC 자극 펄스로 인한 두 (정규화된) 고실계 전위를 도시하는 도면.
도 6a는 통상의 CIS에서의 순차적인 펄스를 도시하는 도면.
도 6b는 본 발명의 실시예에 따라서, CI 시퀀스에서의 동시적인 펄스를 도시하는 도면.
도 6c는 본 발명의 실시예에 따라서, 펄스 위상 지속기간이 증가한 도 6b의 CI 시퀀스를 도시하는 도면.
도 7은 본 발명의 실시예에 따라서, 자극 정보 레이트를 증가하는 방법을 도시하는 도면.
도 8은 본 발명의 실시예에 따라서, 자극 전력 및 전압 요건을 감소시키는 방법을 도시하는 도면.
예시적인 실시예에서, 다중-채널 전극 어레이 내 전극들을 동시에 활성화시키기 위한 시스템 및 방법이 제시된다. 동시적인 부호-상관 펄스 및 채널 상호작용 보상을 갖는 채널 상호작용(CI) 시퀀스와 같은 동시적 자극 시퀀스는 펄스들 사이에서 시간적 갭을 포함한다. CI 시퀀스는, 예를 들면, CI 펄스 레이트가 실질적으로 순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트와 같도록 순차적인 자극 시퀀스를 기반으로 할 수 있다. "미세 구조 전략"의 구현을 위해, CI 펄스 레이트는 펄스들 사이의 시간적 갭을 부가 펄스로 채움으로써 증가되어, 정보 레이트가 증가되도록 한다. 다른 실시예에서, CI 시퀀스의 펄스 진폭은 초당 펄스 개수를 증가시키지 않고도 감소될 수 있어서, 표준의 순차적인 자극 전략을 저전력과 저전압으로 구현가능하게 해준다. 예시적인 실시예의 상세 내용은 아래에서 논의된다.
동시적 자극
도 3을 참조하면, 계면 임피던스 ZI 양단의 전압 강하는 둘 이상 채널의 동시적인 자극에 따라 감소된다. 둘 이상의 전극이 동시에 자극받았을 경우, 아래에서 기술되는 바와 같이 공간 채널 상호작용의 효과가 활용될 수 있다.
a. 공간 채널 상호작용(Spatial channel interaction)
공간 채널 상호작용은 (고실계에 배치된) 상이한 자극 전극들이 활성화될 때 발생되며 여기가능한(excitable) 신경 조직의 위치에서 전계가 상당히 기하학적으로 중첩된다. 그래서, 상이한 전극이 자극받아도, 같은 뉴런이 활성화된다. 원격 접지 전극에 대한 특정 전극의 자극(단극성 자극)은 전극의 양측에서 2라는 감쇄 지수로 대략 설명될 수 있는 고실계 내에서 전위를 유발하며, (인간에서) 공간 상수는 전형적으로 λ
Figure 112007071649806-pct00002
10 mm 이다.
CIS 전략에서, 공간 채널 상호작용의 영향은 제시간에 중첩하지 않는 (인터리브 샘플링) 펄스를 이용함으로써 감소된다. 고실계에서의 전도도는 여기가능한 조직의 자리에서 전계를 상당히 퍼지게 하고 초점을 흐리게 한다. 그러나, 원격 접지 전극에 대하여 둘 이상 전극의 비상관적인 동시적 자극이 고려된다면, 부가적인 효과가 발생한다. 여기서, 전도도는 활성 전극들 간의 션트(shunt) 콘덕턴스를 나타내며, 이것은 일반적으로 뉴런들의 위치에서 전계의 보강 중첩과 소멸 중첩(constructive and destructive superposition)이 합쳐지게 한다. 예를 들면, 두 동시적 자극 채널이 동일한 진폭을 갖지만 부호가 다른 전류를 발생시키는 경우, 대부분의 전류는 션트 콘덕턴스를 통해 흐를 것이며 의도한 뉴런에 도달하지는 않을 것이다.
b. 부호-상관된 펄스(Sign-correlated pulses)
본 발명의 바람직한 실시예는 원격 기준 전극(단극성 전극 구성)에 대하여 고실계에서 둘 이상 전극의 동시적 활성화를 활용한다. 더욱이, 모든 펄스는 정확 하게 동시적이다. 즉, 정극성 및 부극성 펄스-위상은 각기 동일한 시간의 순간에서 시작하고 중단한다. 게다가, 모든 동시적인 위상은 같은 부호를 갖는다. 본 명세서에서 사용된 바와 같이, 그러한 동시적인 펄스는 "부호-상관된" 펄스로서 지칭된다.
부호-상관된 펄스를 이용하면 단일 자극 전류의 합이 항상 기준 전극을 통해 흐르는 것이 보장된다. 그래서, 여기가능한 뉴런의 자리에서는 전류의 보강 중첩만이 발생된다.
c. 채널 상호작용 보상(Channel interaction compensation: CIC)
미국 특허 제6,594,525 호에 기술된 바와 같은 "채널 상호작용 보상(CIC)"은 일련의 순차적인 진폭을 일련의 동시적인 진폭으로 변환하는데 사용되며, 그럼으로써 활성화된 전극의 위치에 있는 고실계 내 전위가 변동되지 않는다. 두 전극을 이용하는 예가 도 5a-5b에 예시된다. 도 5a(종래 기술)는 순차적으로 인가된 동일 진폭의 두 자극 펄스로 인한 두 (정규화된) 고실계 전위를 도시한다. 활성 전극들 간의 거리는 12 mm이다. 각 전위 분포는 양측에서 λ= 10 mm의 지수적인 감쇠를 보인다. 도 5b는 본 발명의 실시예에 따라서, 두 자극 펄스가 동시에 인가되는 경우와, CIC를 이용하여 진폭이 맞추어진 이후의 결과적인 전위(실선)를 보여준다. 전극의 위치에서 피크 전위는 도면 위쪽과 비교하여 보면 변동되지 않았음을 주목하자. 이 곡선은 단일의 두 전위들(점선들)의 중첩 결과이다. 단일 전위의 최대 진폭과 관련하여, 이들은 도 5a의 전위와 비교하여 감소된 것이 명확하다. 본 예에서, 23%가 감소되었다.
자극 전력의 감소( Reduction of stimulation power )
a. 동시적 자극을 이용하여 자극 전력의 감소
CIC의 일반적 특징으로서, 공간 채널 상호작용을 고려하면, 자극 펄스 진폭이 감소된다. 따라서, CIC와 조합하여 동시적 자극을 활용하는 임의의 자극 전략은, 그러한 전략이 초당 같은 개수의 자극 펄스를 이용하는 표준 CIS와 비교해 보면, 자극 전력의 평균적인 감소를 가져온다. 평균적인 감소량은 동시에 사용된 채널의 개수, 이들 채널들 간의 거리, 또는 공간 감쇄 상수와 같은 각종 파라미터에 의존한다. 평균적인 감소량은 또한 CIC로의 입력으로서 사용된 순차적인 진폭의 확률 분포에도 의존한다. 다시 도 5a-5b에 도시된 예를 참조하면, 전력 소모는 자극 진폭의 감소에 비례하여 23% 만큼 감소된다. 그러나, 두 순차적 펄스의 진폭이 같은 경우에는 전력 절감 효과에서 "최상의 경우"를 나타낸다. 두 순차적 진폭 중의 한 진폭이 제로라면, "최악의 경우"가 발생한다. CIC는 이들 진폭을 변동시키지 않으며, 그러므로 전력 절감이 없다.
예를 들면, 인접 전극들 간의 거리가 4 mm인 6-채널 달팽이관 내 전극 어레이를 고려해보자. 표준 CIS-모드에서 구동되면, 펄스는, 예를 들면, 도 6a에 도시된 바와 같은 패턴 (1) (2) (3) (4) (5) (6) (1) (2) ...을 추종하면서 엄밀하게 순차적으로 발생된다. 본 발명의 실시예에 따라서, CIC-기반 시스템은 도 6b에 도시된다. 도 6b에서, 동시적인 부호-상관된 펄스가 발생된다. 보다 상세히 말해서, 세개의 전극 쌍 (1,4), (2,5) 및 (3,6)은 각기, 이것으로 국한하지 않고, 패턴 (1,4) (2,5) (3,6) (1,4) .... 을 추종하면서 동시적으로 발생된다. 감쇄 상수는, 예를 들면, λ= 10 mm 일 수 있다. 도 5b는 전극 쌍의 일예를 나타낸다. 양측의 시스템이 초당 동일 개수의 자극 펄스를 이용하고 양측의 시스템이 동일한 임플란트 공급 전압을 이용한다고 가정하면, 15-20% 만큼의 범위에서 자극 전력의 평균 감소가 예상될 수 있다.
b. 보다 긴 펄스를 이용한 감소(Reduction by Using Longer Pulses)
도 6b에 도시된 바와 같이, 동시적인 펄스를 인가하게 되면 동시적 펄스의 쌍들 사이에서 갭이 발생된다. 제한함이 없이, 두 펄스를 동시에 이용하는 경우, 이 갭은 본 발명의 실시예에 따라서 도 6c에 도시된 바와 같이 위상 지속기간을 두배로 함으로써 가까워질 수 있다. 위상당 전하가 같은 경우, 자극 진폭은 2라는 인수로 감소될 수 있다. N개의 동시적 펄스의 경우, 순차적 펄스의 위상 지속기간은 N으로 곱해질 수 있으며, 위상당 전하가 같은 경우, 진폭은 인수 N으로 나누어질 수 있다. 이러한 진폭 감소는 임플란트 공급 전압 Vcc를 감소하는데 활용될 수 있다. 즉, 임플란트 공급 전압은 N으로 나누어질 수 있다. 짧은 위상을 갖는 동시적 펄스에 대하여 위상당 동일한 전하가 사용되기 때문에, 임플란트 공급 전압과 평균 자극 진폭과의 곱에 비례하는 전체 자극 전력은 인수 N 으로 감소된다.
자극 전력의 감소와 임플란트 공급 전압의 감소는 모두, 특히 전체적으로 임플란트가능한 달팽이관 임플란트(totally implantable cochlear implant: TICI)에 대하여, 실질적인 장점에 해당한다. TICI에서 제한된 전력 자원에 대하여 낮은 전력 소비가 일반적인 장점인 반면, Vcc = 3V 로 다운시킨 아주 낮은 임플란트 공급 전압에서 자극이 실행되는 저-전압 자극 전략에서 특정한 관심이 있다. 현재의 달 팽이관 임플란트에 있어서, 임플란트 공급 전압은 전형적으로 약 Vcc = 5-6V 이다. 저전압 자극 전략이 적용된다면, 충전 배터리에 의해 발생된 전압이 직접 사용될 수 있다. 예를 들면, 리튬 코발트 산화물(LiCoO2)을 이용하는 리튬 폴리머 이차 배터리는 3.65V를 발생시킨다. 이러한 공급 전압은 표준 CIS 전략을 구현하는데 충분하지 않을 수 있다. 그러므로, 전압을 두 배로 하거나 그와 유사한 회로가 필요하며, 그러한 회로는 TICI의 크기와 전력 소모를 상당히 증가시킨다.
본 발명의 예시적인 실시예에 있어서, CIC와 조합하여 부호-상관된 펄스를 이용하여 동시적인 자극을 적용하는 것이 활용되어, 예를 들면, "미세 구조" 자극 전략을 적용할 때, 정보 레이트를 증가시킬 수 있다. 도 7은 본 발명의 다양한 실시예에 따라서, 자극 정보 레이트를 증가시키는 방법을 도시한다. 이 방법은, 제한함이 없이, 단극성 전극 구성을 이용하는 다중-채널 전극 어레이(107)를 갖는 자극기(105); 및 도 1에 도시된 바와 같이, 자극기(105)를 제어하는 프로세서(101)와 같은 콘트롤러를 포함하는 자극 시스템으로 구현될 수 있다. 콘트롤러는, 제한함이 없이, 여러 회로, 및/또는 메모리를 포함할 수 있으며 적절한 프로그램을 로드하도록 적절하게 사전프로그램 또는 구성될 수 있다. 메모리는, 예를 들면, 디스켓, 고정 디스크, 콤팩트 디스크(CD), ROM, EPROM 및/또는 RAM을 포함할 수 있다. 도 1에 도시된 바와 같이, 시스템의 각종 부분이 임플란트가능하며, 청각 신경을 자극하는 달팽이관 임플란트의 일부일 수 있다.
도 7의 단계(702)에서, 콘트롤러는 동시적인 부호-상관된 펄스 및 채널 상호 작용 보상을 이용하는 채널 상호작용 (CI) 시퀀스를 결정한다. 전술한 바와 같이, CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지며, 다중-채널 어레이에 대해 소정의 위치에서 희망하는 전위와 실질적으로 동일한 결과적인 전위를 발생시킨다.
본 발명의 다양한 실시예에서, 콘트롤러는 CIS 시퀀스와 같이, 다중-채널 전극 어레이에 대해 소정의 위치에서 희망하는 전위를 발생시키기 위한 순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트 및 순차적인 자극 시퀀스 평균 펄스 진폭을 갖는 순차적인 자극 시퀀스를 결정함으로써 CI 시퀀스를 결정한다. 그 다음, 콘트롤러는 순차적인 자극 시퀀스를 동시적인 부호-상관된 펄스 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스로 변환하여, 소정의 위치에서 희망하는 전위와 실질적으로 동일한 결과적인 전위를 발생시키도록 한다. 전술한 바와 같이, 동시적인 CI 펄스가 가산되어 희망 전위를 발생시키기 때문에, 각 CI 펄스 진폭은 전형적으로 순차적인 자극 시퀀스를 이용하여 다중-채널 전극 어레이 내 전극을 활성화하는데 필요한 진폭보다 작다.
이렇게 변환된 CI 시퀀스, 또는 초기에 결정된 CI 시퀀스는 펄스들 사이에서 시간적 갭을 포함할 수 있다. 이것은, 도 7의 단계(704)에 도시된 바와 같이, 콘트롤러에 의해, 예를 들면, 펄스들 간의 시간적 갭이 감소되도록 CI 펄스 레이트를 증가시킴으로써, 유리하게 활용될 수 있다. 전술한 바와 같이, 자극 레이트를 증가시키면 미세 구조 자극 전략의 구현을 가능하게 한다. 그 다음, CI 시퀀스에 기반하여, 콘트롤러는 공간 채널 상호작용을 통하여 소정의 위치에서 희망하는 전위 를 얻기 위하여 결정된 CI 펄스 진폭의 함수로서 적어도 두 전극을 동시에 활성화시킨다.
전술한 바와 같이, 다양한 실시예에서, 펄스들간의 시간적 갭은 유리하게 활용되어서 표준 CIS-자극 전략을 저전력 및 저전압으로 구현가능하게 한다. 도 8은 본 발명의 다양한 실시예에 따라서 자극 전력 및 전압 요건을 감소시키는 방법을 도시한다. 도 8의 단계(802)에서, 콘트롤러는 도 7의 단계(703)(702 ?)과 유사한, 동시적인 부호-상관된 펄스 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스를 결정한다. 도 8의 단계(804)에서, CI 시퀀스의 펄스 진폭은 펄스 위상 지속기간을 증가시키는 동안 감소되어서, 펄스당 전하가 실질적으로 변동되지 않고 유지되고 펄스들 간의 시간 갭이 감소된다.
다양한 실시예에서, 개시된 방법은 컴퓨터 시스템과 함께 사용하기 위한 컴퓨터 프로그램 제품으로서 구현될 수 있다. 그러한 구현물은 컴퓨터 판독가능 매체 (예컨대, 디스켓, CD-ROM, ROM, 또는 고정 디스크)와 같은 유형의 매체 또는 매체를 통하여 네트워크에 연결된 통신 어댑터와 같은 모뎀 또는 다른 인터페이스 장치를 통하여 컴퓨터 시스템에 전송가능한 유형의 매체에 고정된 일련의 컴퓨터 명령을 포함할 수 있다. 매체는 유형의 매체(예컨대, 광 또는 아날로그 통신 라인) 또는 무선 기술(예컨대, 마이크로웨이브, 적외선 또는 다른 전송 기술)로 구현된 매체일 수 있다. 일련의 컴퓨터 명령은 시스템에 관하여 본 명세서에서 이미 기술된 기능성의 모든 것 또는 그 일부를 구현한다. 본 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자들은 그러한 컴퓨터 명령이 많은 컴퓨터 아키텍처 또는 오퍼레이팅 시스템 과 함께 사용하기 위한 다수의 프로그래밍 언어로 기록될 수 있음을 인식하여야 할 것이다. 더욱이, 그러한 명령은 반도체, 자기, 광 또는 다른 메모리 장치와 같은 어떠한 메모리 장치에도 저장될 수 있으며, 광, 적외선, 마이크로웨이브, 또는 다른 전송 기술과 같은 어떠한 통신 기술을 이용해서라도 전송될 수 있다. 그러한 컴퓨터 프로그램 제품은 수반하는 프린트된 자료 또는 전자 자료(예컨대, 포장된 소프트웨어(shrink wrapped software))를 갖는 제거가능한 매체, 컴퓨터 시스템(예컨대, 시스템 ROM 또는 고정 디스크)에 사전 적재된 제거가능한 매체, 또는 네트워크(예컨대, 인터넷 또는 월드 와이드 웹)를 통하여 서버 또는 전자 게시판을 통해 배포된 제거가능한 매체로서 배포될 수 있다.
비록 본 발명의 각종 예시적인 실시예가 기술되었을 지라도, 본 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게는 본 발명의 참 정신을 일탈함이 없이 본 발명의 일부 장점을 달성하는 여러가지 변경과 변형이 이루어질 수 있음이 명백할 것이다. 이러한 것과 다른 자명한 변형은 첨부한 청구범위로 망라하고자 한다.

Claims (28)

  1. 달팽이관 인공보철물(cochlear prosthesis) 시스템으로서,
    단극성 전극 구조를 가지는 다중-채널 전극 어레이를 포함하는, 임플란트가능하게 되어 있는 자극기와,
    상기 자극기에 동작적으로 결합된 프로세서를 포함하며,
    상기 프로세서는,
    순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트 및 순차적인 자극 시퀀스 평균 펄스 진폭을 가지는 순차적인 자극 시퀀스를 결정하고- 상기 순차적인 자극 시퀀스는 상기 다중-채널 전극 어레이에 대하여 주어진 위치들에서 희망하는 전위들을 발생시키기 위한 것임 -,
    상기 순차적인 자극 시퀀스를 동시적인 부호 상관된(sign-correlated) 펄스들 및 채널 상호작용 보상(channel interaction compensation)을 이용하여 채널 상호작용(channel interaction, CI) 시퀀스로 변환하고- 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지고, 상기 CI 시퀀스는 상기 주어진 위치들에서 상기 희망하는 전위들과 실질적으로 동일한 결과적인 전위들을 발생시키며, 상기 CI 펄스 레이트는 상기 순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트와 실질적으로 동일하여 상기 CI 시퀀스가 펄스들 사이에 시간적 갭들을 포함함 -,
    펄스 위상 지속 기간을 증가시키면서 상기 CI 시퀀스의 상기 펄스 진폭을 감소시켜 펄스당 전하를 실질적으로 변동되지 않은 채로 유지시키고, 상기 펄스들 사이의 시간적 갭이 감소되도록 구성되는 달팽이관 인공보철물 시스템.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 프로세서는 상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시켜서 주어진 위치에서 희망하는 전위를 얻도록 구성되는 달팽이관 인공보철물 시스템.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 CI 시퀀스의 평균 펄스 진폭은 상기 순차적인 자극 시퀀스의 평균 펄스 진폭보다 작은 달팽이관 인공보철물 시스템.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 CI 시퀀스에 필요한 자극 전력은 상기 순차적인 자극 시퀀스에 필요한 자극 전력보다 작은 달팽이관 인공보철물 시스템.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 순차적인 자극 시퀀스 및 상기 CI 시퀀스는 대칭적인 2상 전류 펄스들(symmetrical biphasic current pulses)을 포함하는 달팽이관 인공보철물 시스템.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 순차적인 자극 시퀀스는 연속-인터리브-샘플링(continuous-interleaved-sampling, CIS) 시퀀스인 달팽이관 인공보철물 시스템.
  7. 달팽이관 인공보철물 시스템으로서,
    단극성 전극 구조를 가지는 다중-채널 전극 어레이를 포함하는, 임플란트가능하게 되어 있는 자극기와,
    상기 자극기에 동작적으로 결합된 프로세서를 포함하며,
    상기 프로세서는,
    순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트 및 순차적인 자극 시퀀스 평균 펄스 진폭을 가지는 순차적인 자극 시퀀스를 결정하고- 상기 순차적인 자극 시퀀스는 상기 다중-채널 전극 어레이에 대하여 주어진 위치들에서 희망하는 전위들을 발생시키기 위한 것임 -,
    상기 순차적인 자극 시퀀스를 동시적인 부호 상관된 펄스들 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스로 변환하고- 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지고, 상기 CI 시퀀스는 상기 주어진 위치들에서 상기 희망하는 전위들과 실질적으로 동일한 결과적인 전위들을 발생시키며, 상기 CI 펄스 레이트는 상기 순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트와 실질적으로 동일하여 상기 CI 시퀀스가 펄스들 사이에 시간적 갭들을 포함함 -,
    상기 CI 펄스 레이트를 증가시키고, 상기 펄스들 사이의 시간적 갭이 감소되도록 구성되는 달팽이관 인공보철물 시스템.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 프로세서는 상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시켜서 주어진 위치에서 희망하는 전위를 얻도록 구성되는 달팽이관 인공보철물 시스템.
  9. 제7항에 있어서,
    상기 CI 시퀀스의 상기 평균 펄스 진폭은 상기 순차적인 자극 시퀀스의 상기 평균 펄스 진폭보다 작은 달팽이관 인공보철물 시스템.
  10. 제7항에 있어서,
    상기 CI 시퀀스에 필요한 자극 전력은 상기 순차적인 자극 시퀀스에 필요한 자극 전력보다 작은 달팽이관 인공보철물 시스템.
  11. 제7항에 있어서,
    상기 순차적인 자극 시퀀스 및 상기 CI 시퀀스는 대칭적인 2상 전류 펄스들을 포함하는 달팽이관 인공보철물 시스템.
  12. 제7항에 있어서,
    상기 순차적인 자극 시퀀스는 연속-인터리브-샘플링(CIS) 시퀀스인 달팽이관 인공보철물 시스템.
  13. 자극 시스템으로서,
    단극성 전극 구조를 가지는 다중-채널 전극 어레이를 포함하는 자극기와,
    상기 자극기에 동작적으로 결합되는 프로세서를 포함하며,
    상기 프로세서는 동시적인 부호 상관된 펄스들 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스를 결정하도록 구성되고- 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지고, 상기 CI 시퀀스는 상기 다중-채널 전극 어레이에 대하여 주어진 위치들에서 희망하는 전위들과 실질적으로 동일한 결과적인 전위들을 발생시키며, 상기 CI 시퀀스는 펄스들 사이에 시간적 갭들을 포함함 -,
    또한, 상기 프로세서는 펄스 위상 지속 기간을 증가시키면서 상기 CI 시퀀스의 펄스 진폭을 감소시켜 펄스당 전하를 실질적으로 변동되지 않은 채로 유지시키고, 상기 펄스들 사이의 시간적 갭이 감소되도록 구성되는 자극 시스템.
  14. 제13항에 있어서,
    상기 자극기는 달팽이관 임플란트의 일부인 자극 시스템.
  15. 제13항에 있어서,
    상기 프로세서는 상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시켜서 주어진 위치에서 희망하는 전위를 얻도록 구성되는 자극 시스템.
  16. 제13항에 있어서,
    상기 CI 시퀀스는 대칭적인 2상 전류 펄스들을 포함하는 자극 시스템.
  17. 자극 시스템으로서,
    단극성 전극 구조를 가지는 다중-채널 전극 어레이를 포함하는 자극기와,
    상기 자극기에 동작적으로 결합되는 프로세서를 포함하며,
    상기 프로세서는 동시적인 부호 상관된 펄스들 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스를 결정하도록 구성되며- 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지고, 상기 CI 시퀀스는 상기 다중-채널 전극 어레이에 대하여 주어진 위치들에서 희망하는 전위들과 실질적으로 동일한 결과적인 전위들을 발생시키며, 상기 CI 시퀀스는 펄스들 사이에 시간적 갭들을 포함함 -,
    또한, 상기 프로세서는 상기 CI 펄스 레이트를 증가시켜 상기 펄스들 사이의 시간적 갭이 감소되도록 구성되는 자극 시스템.
  18. 제17항에 있어서,
    상기 자극기는 달팽이관 임플란트의 일부인 자극 시스템.
  19. 제17항에 있어서,
    상기 프로세서는 상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시켜서 주어진 위치에서 희망하는 전위를 얻도록 구성되는 자극 시스템.
  20. 제17항에 있어서,
    상기 CI 시퀀스는 대칭적인 2상 전류 펄스들을 포함하는 자극 시스템.
  21. 단극성 전극 구조를 가지는 다중-채널 전극 어레이 내의 전극들을 동시에 활성화시키기 위한 컴퓨터 프로그램 제품에 저장된 컴퓨터 판독가능 기록 매체로서,
    상기 컴퓨터 판독가능 기록 매체는 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드를 갖고,
    상기 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드는,
    동시적인 부호 상관된 펄스들 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스를 결정하기 위한 프로그램 코드- 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지고, 상기 CI 시퀀스는 상기 다중-채널 전극 어레이에 대하여 주어진 위치들에서 희망하는 전위들과 실질적으로 동일한 결과적인 전위들을 발생시키며, 상기 CI 시퀀스는 펄스들 사이에 시간적 갭들을 포함함 -와,
    펄스 위상 지속 기간을 증가시키면서 상기 CI 시퀀스의 상기 펄스 진폭을 감소시켜 펄스당 전하를 실질적으로 변동되지 않은 채로 유지시키고, 상기 펄스들 사이의 시간적 갭이 감소되도록 하기 위한 프로그램 코드
    를 포함하는 컴퓨터 판독가능 기록 매체.
  22. 제21항에 있어서,
    상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시켜서 주어진 위치에서 희망하는 전위를 얻기 위한 프로그램 코드를 더 포함하는 컴퓨터 판독가능 기록 매체.
  23. 단극성 전극 구조를 가지는 다중-채널 전극 어레이 내의 전극들을 동시에 활성화시키기 위한 컴퓨터 프로그램 제품에 저장된 컴퓨터 판독가능 기록 매체로서,
    상기 컴퓨터 판독가능 기록 매체는 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드를 갖고,
    상기 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드는,
    동시적인 부호 상관된 펄스들 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스를 결정하기 위한 프로그램 코드- 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지고, 상기 CI 시퀀스는 상기 다중-채널 전극 어레이에 대하여 주어진 위치들에서 희망하는 전위들과 실질적으로 동일한 결과적인 전위들을 발생시키며, 상기 CI 시퀀스는 펄스들 사이에 시간적 갭들을 포함함 -와,
    상기 CI 펄스 레이트를 증가시켜 상기 펄스들 사이의 시간적 갭이 감소되도록 하기 위한 프로그램 코드
    를 포함하는 컴퓨터 판독가능 기록 매체.
  24. 제23항에 있어서,
    상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시켜서 주어진 위치에서 희망하는 전위를 얻기 위한 프로그램 코드를 더 포함하는 컴퓨터 판독가능 기록 매체.
  25. 단극성 전극 구조를 가지는 다중-채널 전극 어레이 내의 전극들을 동시에 활성화시키기 위한 컴퓨터 프로그램 제품에 저장된 컴퓨터 판독가능 기록 매체로서,
    상기 컴퓨터 판독가능 기록 매체는 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드를 갖고,
    상기 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드는,
    순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트 및 순차적인 자극 시퀀스 평균 펄스 진폭을 가지는 순차적인 자극 시퀀스를 결정하기 위한 프로그램 코드- 상기 순차적인 자극 시퀀스는 상기 다중-채널 전극 어레이에 대하여 주어진 위치들에서 희망하는 전위들을 발생시킴 -와,
    상기 순차적인 자극 시퀀스를 동시적인 부호 상관된 펄스들 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스로 변환하기 위한 프로그램 코드- 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지고, 상기 CI 시퀀스는 상기 주어진 위치들에서 상기 희망하는 전위들과 실질적으로 동일한 결과적인 전위들을 발생시키고, 상기 CI 펄스 레이트는 상기 순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트와 실질적으로 동일하여 상기 CI 시퀀스가 펄스들 사이의 시간적 갭들을 포함함 -와,
    펄스 위상 지속 기간을 증가시키면서 상기 CI 시퀀스의 상기 펄스 진폭을 감소시켜 펄스당 전하를 실질적으로 변동되지 않은 채로 유지시키고, 상기 펄스들 사이의 시간적 갭이 감소되도록 하기 위한 프로그램 코드
    를 포함하는 컴퓨터 판독가능 기록 매체.
  26. 제25항에 있어서,
    상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시켜서 주어진 위치에서 희망하는 전위를 얻기 위한 프로그램 코드를 더 포함하는 컴퓨터 판독가능 기록 매체.
  27. 단극성 전극 구조를 가지는 다중-채널 전극 어레이 내의 전극들을 동시에 활성화시키기 위한 컴퓨터 프로그램 제품에 저장된 컴퓨터 판독가능 기록 매체로서,
    상기 컴퓨터 판독가능 기록 매체는 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드를 갖고,
    상기 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드는,
    순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트 및 순차적인 자극 시퀀스 평균 펄스 진폭을 가지는 순차적인 자극 시퀀스를 결정하기 위한 프로그램 코드- 상기 순차적인 자극 시퀀스는 상기 다중-채널 전극 어레이에 대하여 주어진 위치들에서 희망하는 전위들을 발생시킴 -와,
    상기 순차적인 자극 시퀀스를 동시적인 부호 상관된 펄스들 및 채널 상호작용 보상을 이용하여 채널 상호작용(CI) 시퀀스로 변환하기 위한 프로그램 코드- 상기 CI 시퀀스는 CI 펄스 레이트 및 CI 평균 펄스 진폭을 가지고, 상기 CI 시퀀스는 상기 주어진 위치들에서 상기 희망하는 전위들과 실질적으로 동일한 결과적인 전위를 발생시키며, 상기 CI 펄스 레이트는 상기 순차적인 자극 시퀀스 펄스 레이트와 실질적으로 동일하여 상기 CI 시퀀스가 펄스들 사이에 시간적 갭들을 포함함 -와,
    상기 CI 펄스 레이트를 증가시키고, 상기 펄스들 사이의 시간적 갭이 감소되도록 하기 위한 프로그램 코드
    를 포함하는 컴퓨터 판독가능 기록 매체.
  28. 제27항에 있어서,
    상기 CI 시퀀스의 함수로서 상기 다중-채널 전극 어레이의 적어도 두 전극을 동시에 활성화시켜서 주어진 위치에서 희망하는 전위를 얻기 위한 프로그램 코드를 더 포함하는 컴퓨터 판독가능 기록 매체.
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Families Citing this family (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7917224B2 (en) * 1999-07-21 2011-03-29 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Simultaneous stimulation for low power consumption
US8165686B2 (en) 1999-08-26 2012-04-24 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Simultaneous intracochlear stimulation
CA2382964C (en) 1999-08-26 2013-01-15 Clemens M. Zierhofer Electrical nerve stimulation based on channel specific sampling sequences
EP2594315A1 (en) * 2007-07-10 2013-05-22 Sapiens Steering Brain Stimulation B.V. Neurostimulation system
KR101543811B1 (ko) * 2007-07-13 2015-08-11 메드-엘 엘렉트로메디지니쉐 게라에테 게엠베하 전극 자극 신호들의 생성 방법 및 달팽이관 임플랜트 장치
JP5399396B2 (ja) * 2007-09-11 2014-01-29 メド−エル エレクトロメディジニシェ ゲラテ ゲーエムベーハー 同時蝸牛内刺激
EP2263388B1 (en) * 2008-04-08 2014-02-12 Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH Electrical stimulation of the acoustic nerve with coherent fine structure
US8644944B2 (en) 2009-08-03 2014-02-04 Cochlear Limited Implant stimulation device
AU2009222439B2 (en) 2009-09-28 2011-07-21 Cochlear Limited Method and circuitry for measurement and control of stimulation current
ES2469828T3 (es) 2010-03-04 2014-06-20 Fraunhofer Gesellschaft Zur F�Rderung Der Angewandten Forschung E.V. Procedimiento y aparato para generar una señal de estimulaci�n de electrodo en una prótesis auditiva neural
AU2012218042B2 (en) 2011-02-14 2015-05-07 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Enhancing fine time structure transmission for hearing implant system
AU2016213770B2 (en) * 2011-05-13 2017-10-19 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Optimal model constants for simultaneous stimulation with channel interaction compensation
EP2707092B1 (en) * 2011-05-13 2019-04-03 Med-el Elektromedizinische Geraete Gmbh Optimal model constants for simultaneous stimulation with channel interaction compensation
ES2660891T3 (es) * 2012-08-27 2018-03-26 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Reducción de sonidos transitorios en implantes auditivos
US9042994B2 (en) 2012-10-31 2015-05-26 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Temporal coding for hearing implants
EP3024541A4 (en) * 2013-07-22 2017-03-22 Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH Optimised channel configuration based on spatial profiles
US9999769B2 (en) 2014-03-10 2018-06-19 Cisco Technology, Inc. Excitation modeling and matching
DE102015104614A1 (de) * 2015-03-26 2016-09-29 Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH Vorrichtung und Verfahren zur elektrischen Stimulation mit Hilfe eines Cochlea-Implantats
US10342975B2 (en) * 2015-09-14 2019-07-09 Cochlear Limited Micro-charge stimulation
CN107121605A (zh) * 2017-04-21 2017-09-01 浙江诺尔康神经电子科技股份有限公司 一种电子耳蜗刺激器芯片防静电测试方法
WO2019045747A1 (en) * 2017-08-31 2019-03-07 Advanced Bionics Ag ELECTRODE LOCATION SYSTEMS AND METHODS FOR USE IN A COCHLEAR IMPLANT PATIENT
CN108521273B (zh) * 2018-04-04 2022-03-01 四川新先达测控技术有限公司 脉冲信号处理方法、装置及用户终端
RU2722852C1 (ru) * 2019-12-02 2020-06-04 Общество с ограниченной ответственностью (ООО) "Производственная компания "АЛЬТОНИКА" (ООО "ПК "Альтоника") Устройство кохлеарной имплантации

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6002966A (en) * 1995-04-26 1999-12-14 Advanced Bionics Corporation Multichannel cochlear prosthesis with flexible control of stimulus waveforms

Family Cites Families (29)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3918042A (en) * 1974-04-29 1975-11-04 Motorola Inc Delta modulator having increased dynamic range
US4156969A (en) * 1976-11-19 1979-06-05 Werber Fred W K R Garment designing aid
US4284856A (en) * 1979-09-24 1981-08-18 Hochmair Ingeborg Multi-frequency system and method for enhancing auditory stimulation and the like
DE3008677C2 (de) * 1980-03-06 1983-08-25 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Hörprothese zur elektrischen Stimulation des Hörnervs
CA1189147A (en) * 1980-12-12 1985-06-18 James F. Patrick Speech processors
US4829299A (en) * 1987-09-25 1989-05-09 Dolby Laboratories Licensing Corporation Adaptive-filter single-bit digital encoder and decoder and adaptation control circuit responsive to bit-stream loading
DE3821970C1 (ko) * 1988-06-29 1989-12-14 Ernst-Ludwig Von Dr. 8137 Berg De Wallenberg-Pachaly
SU1690749A1 (ru) * 1988-11-15 1991-11-15 Московский Институт Электронного Машиностроения Устройство дл передачи сигнала в имплантируемую часть искусственного уха
US5938691A (en) * 1989-09-22 1999-08-17 Alfred E. Mann Foundation Multichannel implantable cochlear stimulator
US5603726A (en) * 1989-09-22 1997-02-18 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Multichannel cochlear implant system including wearable speech processor
US5151158A (en) * 1991-07-16 1992-09-29 Stone & Webster Engineering Corporation Thermal cracking furnace
US5549658A (en) * 1994-10-24 1996-08-27 Advanced Bionics Corporation Four-Channel cochlear system with a passive, non-hermetically sealed implant
US6219580B1 (en) * 1995-04-26 2001-04-17 Advanced Bionics Corporation Multichannel cochlear prosthesis with flexible control of stimulus waveforms
US5824022A (en) * 1996-03-07 1998-10-20 Advanced Bionics Corporation Cochlear stimulation system employing behind-the-ear speech processor with remote control
US5957958A (en) * 1997-01-15 1999-09-28 Advanced Bionics Corporation Implantable electrode arrays
EP0979554B1 (en) 1997-05-01 2003-08-27 Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH Apparatus and method for a low power digital filter bank
US5974342A (en) * 1997-10-16 1999-10-26 Electrologic Of America, Inc. Electrical stimulation therapy method and apparatus
AU754753B2 (en) 1998-01-12 2002-11-21 Toumaz Technology Ltd Audio signal processors
US6078838A (en) * 1998-02-13 2000-06-20 University Of Iowa Research Foundation Pseudospontaneous neural stimulation system and method
US6175767B1 (en) * 1998-04-01 2001-01-16 James H. Doyle, Sr. Multichannel implantable inner ear stimulator
WO1999049815A1 (en) 1998-04-01 1999-10-07 Doyle James H Sr Multichannel implantable inner ear stimulator
US6289247B1 (en) * 1998-06-02 2001-09-11 Advanced Bionics Corporation Strategy selector for multichannel cochlear prosthesis
ES2358189T3 (es) * 1999-07-21 2011-05-06 Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH Implante coclear de canales múltiples con telemetría de la respuesta neuronal.
US7917224B2 (en) * 1999-07-21 2011-03-29 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Simultaneous stimulation for low power consumption
US8165686B2 (en) * 1999-08-26 2012-04-24 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Simultaneous intracochlear stimulation
CA2382964C (en) 1999-08-26 2013-01-15 Clemens M. Zierhofer Electrical nerve stimulation based on channel specific sampling sequences
AU7262600A (en) 1999-09-16 2001-04-17 Advanced Bionics N.V. Cochlear implant
EP1267761B1 (en) 2000-03-31 2004-11-10 Advanced Bionics Corporation High contact count, sub-miniature, fully implantable cochlear prosthesis
CA2555561C (en) 2004-03-08 2010-11-02 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Electrical stimulation of the acoustic nerve based on selected groups

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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