Einsatz optoelektronischer Technologien
in implantierbaren Mikrosystemen
Vom Fachbereich Elektrotechnik der
Gerhard-Mercator-Universität Gesamthochschule Duisburg
zur Erlangung des akademischen Grades eines
Doktor-Ingenieurs
genehmigte Dissertation
von
Dipl.-Ing. Rüdiger Buß
aus
Duisburg
Referent: Prof. Dr. rer. nat. Dieter Jäger
Korreferent: Prof. Dr.-Ing. Peter Laws
Tag der mündlichen Prüfung: 29. Mai 2002
Danksagung
Die vorliegende Arbeit entstand während meiner Tätigkeit als
wissenschaftlicher Mitarbeiter im Fachgebiet Optoelektronik der
Gehard-Mercator-Universität Duisburg. Die dieser Arbeit zugrun-
deliegenden wissenschaftlichen Projekte die Studienphase zur
Neurotechnologie (NEURO) und das daraus entstandene Leitprojekt
Retina-Implantat (RI) sowie als "spin-off" die Intraokulare Sehhilfe
(IOS) wurden mit Mitteln des Bundesministeriums für Bildung und
Forschung bzw. der Deutschen Forschungsgemeinschaft gefördert.
Mein besonderer Dank gilt Herrn Professor Dieter Jäger, dem Leiter
des Fachgebietes Optoelektronik, der die Anregung zu dieser
Dissertation gab. Für seine fachliche und auch menschliche För-
derung sowie für die Übernahme des Hauptreferates sei ihm recht
herzlich gedankt. Die oftmals kontroversen wissenschaftlichen Dis-
kussionen waren für das Gelingen der Arbeit äußerst hilfreich. Auch
Herrn Professor Peter Laws gebührt mein Dank, und zwar nicht nur
für die Übernahme des Korreferates. Denn schließlich ermöglichte
mir die im Jahre 1991 unter seiner Betreuung angefertigte Diplom-
arbeit den wissenschaftlichen Einstieg in die Gebiete der Opto-
elektronik, Neurotechnologie und Medizintechnik.
Dem "NEURIOS-Team", bestehend aus Dr. Ralf Symanczyk, Dipl.-
Ing. Harald Pint, Dipl.-Ing. Dirk Kalinowski, Dr. Matthias Groß, Dipl.-
Phys. Dirk Püttjer und Dipl.-Ing. Frank Prämaßing danke ich für die
stets gute und kollegiale Zusammenarbeit im Rahmen der oben
genannten Forschungsvorhaben.
Allen wissenschaftlichen Mitarbeitern des Fachgebietes Optoelek-
tronik danke ich für die stets gewährte Hilfestellung bei allen
anfallenden Fragestellungen. Namentlich zu erwähnen sind hier Dr.
Thomas Alder, Dr. Thorsten Braasch, Dr. Gerhard David, Dipl.-Ing.
Robert Heinzelmann, Dr. Oliver Humbach, Dr. Ralf Hülsewede, Dipl.-
Ing. Stefan Redlich, Dipl.-Phys. Marc Schneider, Dr. Georg Wingen
und Dr. Stefan Zumkley.
Besonders zu erwähnen sind in diesem Zusammenhang die BMBF-
Clubs PHOTONIK I sowie FOFS und speziell deren Teamchef Dr.
Andreas Stöhr, der so manches (Motivations-)Problem mit hohem
persönlichem Einsatz gelöst hat.
Für ihre Unterstützung im Rahmen von Studien- und Diplomarbeiten
bedanke ich mich bei Jaydip Amin M.S., Dipl.-Ing. Nils Appenrodt,
Dipl.-Ing. Thomas Baumeister, Dipl.-Ing. Jutta Ervens, Dipl.-Ing.
Ralph Hedtke, Dipl.-Ing. Stefan Kelm, Dipl.-Ing. Oliver Lotz, Dipl.-
Ing. Mark Meininger, Dipl.-Ing. Uwe Weimann.
Einen wesentlichen Beitrag zum Erfolg dieser Arbeit haben die
technischen Mitarbeiter aus den verschiedenen Fachgebieten gelei-
stet. Veronique Schedwill und Heinz Slomka danke ich für die durch-
geführten technologischen Arbeiten im Reinraum und beim CAD
sowie Barbara Brox für die Herstellung der ersten LED-Masken. Für
ihre Unterstützung bei administrativen Herausforderungen sei
hiermit Ulrike Gappa, Katharina Tempel und Kirsten Lill herzlich
gedankt.
Nicht unerwähnt bleiben soll die freundschaftliche Zusammenarbeit
mit allen Mitgliedern des Retina-Implantat- und IOS-Teams. Lieber
Herr Professor Eckmiller, Ihnen als EPI-RET-Hauptinitiator und
Koordinator sowie den tapferen RI-Mitstreitern, Dr. Lutz Ewe, Dr.
Ralf Hünermann, Dr. Stephan Kolnsberg, Dr. Thomas Laube, Dr.
Wilfried Nisch, Dr. Uwe Mayer, Dr. Thomas Schanze, Dr. Markus
Schubert, Dr. Markus Schwarz, Dr. Thomas Stieglitz, Dr. Peter
Szurman und Dr. Peter Walter sei hiermit herzlich gedankt. Gleiches
gilt für die Mitglieder des IOS-Teams und im speziellen für den
Initiator, Herrn Professor Klaus Heimann (1999).
Für die Geduld und Unterstützung möchte ich all denen danken, die
im privaten Bereich von dieser Dissertation betroffen waren. Insbe-
sondere gilt dies für meine Familie, deren Mitgliederzahl sich im Jahr
2000 durch die Hochzeit mit meiner lieben Frau Britta und die
Geburt unserer Tochter Johanna Elisa mehr als verdoppelt hat.
Duisburg, im Oktober 2002
Rüdiger Buß
V
Inhaltsverzeichnis
Formelzeichen, Konstanten und Abkürzungen... VII
1
Einleitung ... 1
2
Optoelektronik in der Neurotechnologie ... 7
2.1
Stand der Technik ...9
2.1.1
Signalkopplung...9
2.1.2
Signal- und Energieübertragung ...16
2.1.3
Signal- und Energiefortleitung im Körper ...17
2.1.4
Mikrominiaturisierung von neuronaler Netz-Hardware ...18
2.2
Neue Forschungsansätze ...19
2.2.1
Entwicklung eines bildverarbeitenden Neuro-Chips...20
2.2.2
Faseroptisches Aktor-System ...24
2.2.3
Faseroptisches Sensor-System ...26
2.2.4
Optoelektronischer Druck- und Biegesensor ...31
2.2.5
Interface zur Elektronik ...34
2.3
Probleme und Risiken ...34
3
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare
Sehhilfen ... 37
3.1
Überblick...37
3.2
Technische und biologische Anforderungen an ein Retina-
Implantat ...41
3.3
Technische und biologische Anforderungen an eine intraokulare
Sehhilfe ...52
4
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-
Implantat ... 59
4.1
Optoelektronischer Energiesender ...60
4.2
Übertragungsmedium ...61
4.3
Optoelektronischer Energieempfänger...63
4.4
Messergebnisse...65
VI
5
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare
Sehhilfe ... 73
5.1
LED-Array im GaAsP/GaP-Materialsystem...73
5.2
Herstellung des Arrays...75
5.3
CMOS-Treiberschaltung...78
5.4
Messergebnisse...82
5.5
Aufbau- und Verbindungstechnik...88
6
Zusammenfassung... 95
Literaturverzeichnis ... 99
VII
Formelzeichen, Konstanten und
Abkürzungen
Formelzeichen Maßeinheit Bezeichnung
A
m² Fläche
A
Pixel
m²
Fläche eines Pixels
A
Si-Chip
m²
Fläche des Silizium-Chips
d
m Abstand
d
Pixel
m
Abstand zweier benachbarter Pixel
D
m Durchmesser
D
ges
1/m
Gesamtbrechkraft von Hornhaut
und Linse
r
Relative
Dielektrizitätszahl
E
V/m
Elektrische Feldstärke
E
phot
lm/m² Beleuchtungsstärke
E
rad
W/m² Bestrahlungsstärke
f
Hz Frequenz
f
3dB
Hz 3dB-Grenzfrequenz
f
3dB,CMOS
Hz 3dB-Grenzfrequenz
der
CMOS-
Schaltung
f
3dB,ges
1/s 3dB-Grenzfrequenz
des
Gesamtsystems
f
ges
m Gesamtbrennweite
von
Hornhaut
und Linse
H
A/m Magnetische
Feldstärke
i, I
A Elektrische
Stromstärke
m
Wellenlänge
rad
Winkel
n
Brechungsindex,
allgemein
VIII
Formelzeichen Maßeinheit Bezeichnung
n
k
Brechungsindex im Kern einer
Glasfaser
n
m
Brechungsindex im Mantel einer
Glasfaser
ex
Externer
Quantenwirkungsgrad
P
el
W Elektrische
Leistung
P
el,ges
W Elektrische
Gesamtleistung
P
opt
W Optische
Leistung
R
Ohm'scher Widerstand
r
m Radius,
allgemein
r
B
m Biegeradius
U
V Elektrische
Spannung
V(
)
Spektrale Empfindlichkeit des hell
adaptierten Auges
V'(
)
Spektrale Empfindlichkeit des
dunkel adaptierten Auges
V
Auge
m³
Volumen des menschlichen Auges
V
dd
V Positive
elektrische
Versorgungsspannung
V
ss
V Negative
elektrische
Versorgungsspannung
x
Ortskoordinate
x
Als Indizierung: Phosphorgehalt
y
Ortskoordinate
Konstante Bezeichnung
c
0
= 2,99792 10
8
m/s
Vakuumlichtgeschwindigkeit
h = 6,625 10
-34
Js
Planck'sches Wirkungsquantum
IX
Konstante Bezeichnung
0
= 8,8544 10
-12
As/Vm Dielektrizitätskonstante
µ
0
= 1,2566 10
-6
Vs/Am Permeabilitätskonstante
= 3,1415926
Kreiszahl
Abkürzung Bedeutung
ANC
Adaptive Neural Computer, engl. für
adaptiver neuronaler Computer
AVT
Aufbau- und Verbindungstechnik
CAD
Computer Aided Design, engl. für
computerunterstütztes Design
CMOS
Complementary Metal-Oxide-Silicon, engl. für
komplementäres Metall-Oxid-Silizium
FET
Field Effect Transistor, engl. für
Feldeffekttransistor
FLIC
Flexible Interdigital Cuff Electrode, engl. für
flexible interdigitale Cuff-Elektrode
FWHM
Full Width Half Maximum, engl. für volle
Breite bei halber Höhe
IMRR
Isolation Mode Rejection Ratio, engl. für
Spannungsisolation
IOS
Intraokulare Sehhilfe
LED
Light Emitting Diode, engl. für Leuchtdiode
MBE
Molecular Beam Epitaxy, engl. für Molekular-
strahlepitaxie
MNI
Multicontact Neural Interface, engl. für
Multikontakt-Neuralinterface
MPDA
Mikro-Photodioden-Array
MOCVD
Metal Organic Chemical Vapour Deposition,
engl. für metallorganische Gasphasenepitaxie
X
Abkürzung Bedeutung
MQW
Multiple Quantum Well, engl. für Vielfach-
quantenfilm
MSM
Metal-Semiconductor-Metal, engl. für Metall-
Halbleiter-Metall
PD
Photodetector, engl. für Photodetektor
Pixel
Picture Element, engl. für Bildpunkt
PVZ
Photovoltaische Zelle
RE
Retina-Encoder
RF
Radio Frequency, engl. für Hochfrequenz
RI
Retina-Implantat
RP
Retinopathia Pigmentosa
SLM
Spatial Light Modulator, engl. für räumlicher
Lichtmodulator
TTL
Transistor-Transistor-Logik
VCSEL
Vertical Cavity Surface Emitting Laser, engl.
für vertikal emittierender Laser
VSPD
Variable Sensitivity Photodetector, engl. für
Photodetektor mit variabler Empfindlichkeit
Einleitung 1
1 Einleitung
"Blinde werden wieder sehen und Lahme wieder gehen." So lautet
die Überschrift eines Artikels, der am 7. August 1995 in der
Tageszeitung "Die Welt" veröffentlicht wurde. Es handelt sich hierbei
um ein Interview mit Herrn Professor Dr. Rolf Eckmiller (Univ.
Bonn), in dem er seine Visionen zu einer technischen Entwicklung
von lernfähigen Prothesen für blinde oder (querschnitts-)gelähmte
Menschen ausdrückt. Anlass zu dem Interview war der erfolgreiche
Abschluss einer im Frühjahr 1993 gestarteten Studienphase zur
Neurotechnologie
1
[E5], [E6], in der aus wissenschaftlich ver-
schiedenen Blickwinkeln der weltweite Stand der Technik auf diesem
Gebiet dargelegt wird.
Das Gebiet der Neurotechnologie ist ein Beispiel für heutige
Entwicklungen in der Medizintechnik, bei der die technischen
Fortschritte in der modernen Informationstechnik - insbesondere im
Bereich der Mikrosystemtechnik
- für Implantate erfolgreich
eingesetzt werden sollen. Eine besondere Herausforderung stellen
heute Implantate für das Auge dar, die erblindeten Menschen in
Zukunft ein gewisses Sehvermögen zurückgeben sollen. Ent-
sprechende technische Systeme werden schon im Neurotechnologie-
Report beschrieben. Es geht dabei um Krankheitsbilder, bei denen
die Photorezeptoren in der menschlichen Netzhaut degenerieren und
somit ihre Aufgabe als Signalempfänger nicht mehr wahrnehmen
können. Hinzugekommen sind in der Zwischenzeit Arbeiten an
weiteren ophthalmologischen Implantaten für Blinde, deren Horn-
haut des Auges unfallbedingt oder durch Krankheit getrübt ist.
Im Bereich der Augenimplantate sind heute drei verschiedenen
Systemansätze zu erwähnen, die in unterschiedlichen Projekten z. Z.
gefördert
2
werden.
(1) Das EPI-RET
3
-System besteht wie das Cochlea-Implant - als
ein Beispiel [56], [57] für ein klassisches Neuro-Implantat -
1
Der Begriff Neurotechnologie umfasst den Ersatz (oder die Überbrückung) ausgefallener
Funktionen des Nervensystems durch den Einsatz von Informationstechnologien.
2
Retina-Implantat (Bundesministerium für Bildung und Forschung, BMBF) und Intra-
okulare Sehhilfe (Deutsche Forschungsgemeinschft, DFG).
2 Einleitung
aus einem extrakorporalen Teil mit sensorischen und signal-
verarbeitenden Eigenschaften sowie einem implantierbaren
Teil. Letzterer wird über eine induktive Hochfrequenzan-
kopplung mit Energie und Signalen aus dem extrakorporalen
Teil versorgt: Eine CMOS-Kamera nimmt Bilder der Umgebung
auf und gibt diese an einen Retina-Encoder (RE) weiter. Der RE
übernimmt die Aufgabe der signalverarbeitenden Nervenzellen
in der Retina (Netzhaut) und liefert als Antwort auf zeitab-
hängige Bildinformationen ein spatio-temporales Stimulations-
muster. Dieses Muster wird nun drahtlos zum Implantat
übertragen und dort in Form von Stromimpulsfolgen an die
äußere Nervenzellschicht der Netzhaut (Ganglienzellschicht)
weitergeleitet. Von dort gelangen die Signale über den Sehnerv
zum visuellen Cortex im Gehirn. Als alternativer Lösungsansatz
zur drahtlosen Signal- und Energieübertragung werden im EPI-
RET-Projekt auch optische Techniken untersucht [38].
(2) Das SUB-RET
4
-System verzichtet auf eine extrakorporale
Signalverarbeitung und benutzt statt dessen die noch
vorhandenen Restfunktionen der neuralen Retina: Ein Array
aus Mikro-Photodioden (MPD-Array, MPDA) ersetzt in Form
eines subretinalen Implantats die Funktion der zerstörten
Photorezeptoren in der Netzhaut. Ein Bild der Umgebung fällt
über den optischen Apparat des Auges auf das MPDA und
erzeugt dort direkt graduierte Potenziale zur Stimulation der
inneren Nervenzellschichten. Das geplante System sollte
ursprünglich ohne externe Energieeinkopplung auskommen. Es
zeigte sich jedoch, dass der erreichbare optoelektronische
Konversionswirkungsgrad im Silizium-basierten MPD-Array
nicht ausreichend ist [E12]. Aus diesem Grund wird nun ein
aktives Implantat mit einer zusätzlichen optoelektronischen
Energieversorgung entwickelt. Für den gewählten subretinalen
Implantationsort stellt diese Entwicklung eine weltweit
einzigartige Innovation dar.
3
EPI-RET steht für epiretinal, das ist die Seite der neuralen Netzhaut, die dem ins Auge
einfallenden Licht zugewandt ist.
4
SUB-RET steht für subretinal, das ist die Seite der neuralen Netzhaut, die dem ins Auge
einfallenden Licht abgewandt ist.
Einleitung 3
Seit dem Spätsommer des Jahres 1995 werden die beiden
Forschungskonsortien "EPI-RET" und "SUB-RET" finanziell durch das
Bundesministerium für Bildung und Forschung (bmb+f) mit ins-
gesamt mehr als neun Millionen Euro unterstützt .
(3) Die intraokulare Sehhilfe (IOS) wird entwickelt für blinde
Menschen mit getrübter Hornhaut des Auges. Der extrakor-
porale Teil des IOS-Systems besteht - ähnlich dem EPI-RET-
System - aus einer Mini-CMOS-Kamera, deren dynamische
Bildinformationen mit einem Sender in digitaler Form optisch
zum Implantat, das sich in einer Kunstlinse im Auge befindet,
übertragen werden. Das Implantat empfängt in der Kunstlinse
die Bildinformationen zusammen mit der induktiv übertragenen
Versorgungsenergie. Ein LED-basiertes Miniaturdisplay proji-
ziert das empfangene Bild über eine spezielle Optik auf die
noch intakte Netzhaut. Die Entwicklung eines solchen bild-
gebenden implantierbaren Mikrosystems ist nach derzeitigem
Kenntnisstand ein internationales Novum. Die Forschungs-
arbeiten zu weiterführenden Untersuchungen (Erhöhung der
Auflösung des LED-Displays) werden seit dem Frühjahr 1999
von der Deutschen Forschungsgemeinschaft (DFG) finanziell
unterstützt.
Diese einleitenden Worte beschreiben unmittelbar die Motivation und
somit die Zielsetzung dieser Arbeit. Das Hauptziel ist eine Analyse
der Einsatzmöglichkeiten optoelektronischer Technologien bei
Augenimplantaten. Hier gilt es zunächst, allgemein die Vorteile opto-
elektronischer Verfahren innerhalb des noch jungen, interdiszipli-
nären Forschungsfeldes der Neurotechnologie herauszustellen. Die
für den Einsatz in Augenimplantaten entwickelten Konzepte werden
anschließend vorgestellt und diskutiert, und an Hand von zwei
Beispielen wird die technische Machbarkeit demonstriert. Im ein-
zelnen werden dazu die drahtlose - hier optische - Übertragung von
Energie zur Versorgung des Retina-Implantats mit elektrischer
Leistung sowie die Pilotentwicklung eines LED-basierten Miniatur-
displays, das im Rahmen des IOS-Projektes weiter erarbeitet wird,
vorgestellt.
4 Einleitung
Die vorliegende Arbeit ist wie folgt aufgebaut:
Einen Überblick über den Stand der Technik sowie über neue
Forschungsansätze liefert das Kapitel 2 mit dem Schwerpunkt
Optoelektronik in der Neurotechnologie. Es beinhaltet auch eine
Stellungnahme zu vorhandenen Problemen und Risiken.
Der Einsatz optoelektronischer Mikrosysteme in implantierbaren
Sehhilfen wird in Kapitel 3 behandelt. Hier werden die erarbeiteten
Systemkonzepte des EPI-RET-, SUB-RET- und IOS-Implantates
vorgestellt und diskutiert. Es wird eingegangen auf die technischen
und biologischen Randbedingungen für den Einsatz der jeweiligen
optoelektronischen Technologie. Im Rahmen der infraroten Energie-
übertragung stellt die maximal zulässige optische Bestrahlungs-
stärke und somit die Wärmebelastung ein wichtiges Kriterium dar,
während das Layout des LED-basierten Displaysystems Abschät-
zungen hinsichtlich der zu erwartenden Beleuchtungsstärke und des
elektrischen Leistungsverbrauchs erfordert.
Das Kapitel 4 beschäftigt sich dann im Detail mit der Entwicklung
und technischen Realisierung eines optoelektronischen Energieüber-
tragungssystems für ein subretinal fixiertes Implantat, SUB-RET.
Dies beinhaltet die Auswahl und Zusammenstellung der extrakor-
poralen Komponenten für den Energiesender und zwar nach inge-
nieurmäßigen Gesichtspunkten. Es schließt sich eine Simulation der
optischen Übertragungsstrecke unter Einbeziehung der Abbildungs-
eigenschaften des menschlichen Auges an. Danach erfolgt die
Herstellung und messtechnische Charakterisierung der optoelektro-
nischen Energieempfänger, d. h. Arrays aus photovoltaischen Zellen
(PVZ). Den Abschluss bildet die Fertigstellung eines ersten implan-
tierbaren Mikrosystems und der Ausblick auf ein in Zukunft ange-
dachtes Gesamtsystem.
Kapitel 5 stellt die durchgeführten Arbeiten zur Realisierung eines
LED-basierten Miniaturdisplays, unter Berücksichtigung eines
späteren Einsatzes in einer implantierbaren intraokularen Sehhilfe
(IOS) vor. Dies beinhaltet die technische Realisierung eines inte-
grierten Miniaturdisplays, das aus 64 einzeln ansteuerbaren Leucht-
Einleitung 5
dioden (LEDs) besteht. Dieses LED-Array wird mittels hybrider
Aufbau- und Verbindungstechnik direkt an eine ebenfalls realisierte
CMOS-Treiberschaltung angekoppelt. Abschließend wird das reali-
sierte Display in ein DIL
5
-Gehäuse eingebaut und einem computer-
unterstützten Funktionstest unterzogen.
Kapitel 6 enthält die Zusammenfassung.
5
DIL = Dual-In-Line, engl. für zweireihig. Spezielles Gehäuse für integrierte Schaltun-
gen, bei der die Anschlüsse eine zweireihig ausgeführte Form besitzen.
Optoelektronik in der Neurotechnologie
7
2 Optoelektronik in der Neurotechnologie
In jüngster Zeit hat das Thema Neurotechnologie, also der Ersatz
ausgefallener Funktionen des menschlichen Nervensystems durch
Informationstechnologien, merklich an Bedeutung gewonnen. Eine
Ursache hierfür dürfte in dem immer weiter fortschreitenden Wissen
im medizinischen Bereich über die Funktionsweise des menschlichen
Nervensystems und der biologischen Informationsverarbeitung
liegen. Andererseits sind auch die Möglichkeiten der Mikrosystem-
technik in den letzten Jahren deutlich gewachsen. Eine Verknüpfung
beider Technologien scheint daher in zunehmendem Maße möglich.
Eine allgemein verständliche Abhandlung über die Grundlagen, den
derzeitigen Entwicklungsstand und die Probleme in Zusammenhang
mit Neuroprothesen findet man in einem Buch von Bothe und Engel
[12], das sich mit dem Thema Neurobionik beschäftigt.
Der Einsatz optoelektronischer Technologien, d.h. die Verknüpfung
von optischer Signalübertragung und elektronischer Erzeugung
und/oder Auswertung über optoelektronische Wandler, hat auch in
der Medizin innerhalb der letzten Jahre zu einer Fülle neuartiger An-
sätze in den Bereichen der Zahnmedizin, Biosensorik, Endoskopie
und Chirurgie geführt. Hierbei werden die Vorteile faseroptischer
Verbindungen ausgenutzt, wie etwa die erzielbare hohe Orts-
auflösung bei gleichzeitiger Möglichkeit der parallelen Übertragung
(hohe Kanalkapazität) und die Immunität optischer Wellen gegen-
über elektromagnetischen Störungen. Des weiteren sind
faseroptische Verbindungen kontaktlos und somit galvanisch entkop-
pelt.
In diesem Kapitel sollen die Vorteile einer optischen, opto-
elektronischen oder elektro-optischen Multikontaktierung sowie opti-
scher Signalübertragung gegenüber rein elektronischen Lösungen
evaluiert werden. Abbildung 2.1 zeigt dazu schematisch die
Grundidee, das ist die optische Kopplung von einzelnen Nerven-
fasern mit einer I/O-Elektronik (Interface) zur Detektion (links) und
Stimulation (rechts) von Nervensignalen. In dem Spezialfall einer
Nervenüberbrückung ist der Ausgang des linken Interfaces dann mit
dem Eingang des rechten Interfaces zu verbinden.
8
Optoelektronik in der Neurotechnologie
Abbildung
2.1: Einsatz optoelektronischer Technologien in der
Neurotechnologie: 1. Detektion/Sensor, 2. Ver-
bindungstechnik, 3. Signalwandlung, 4. Stimula-
tion/Aktor.
Für die Kopplung von intelligenten elektronischen Schaltkreisen mit
peripheren Nerven lassen sich gemäß Abbildung 2.1 die folgenden
Fragestellungen formulieren:
1. Ist eine - berührungslose - optische/elektro-optische Detek-
tion von Spannungsimpulsen auf Nervenfasern prinzipiell er-
reichbar und besteht die Chance einer Multikontaktierung?
Das Mikrosystem wirkt hierbei technisch als Sensor.
2. Welche Möglichkeiten der Verbindungstechnik gibt es?
3. Welche Art von Input/Output-Interfaces zur Wandlung elek-
trischer Signale in optische und umgekehrt kommt hierfür in
Frage?
4. Gibt es Methoden zur berührungslosen optischen/opto-
elektronischen Stimulation von Spannungspulsen auf Nerven-
fasern und wie leistungsfähig sind diese? Das Mikrosystem
wirkt hierbei technisch als Aktor.
Darüber hinaus werden von der Bauteilfertigung bis zur Montage die
grundlegenden Fertigungsverfahren auf der Basis biokompatibler
Optoelektronik in der Neurotechnologie
9
Materialien im Hinblick auf Funktionalität und Langzeitstabilität
untersucht.
2.1 Stand der Technik
Im Rahmen der Neurotechnologie soll die Mikrosystemtechnik u.a.
geeignete Kontaktstrukturen konzipieren und herstellen, die das
Interface zwischen biologischem und technischem System dar-
stellen. Die Mikrosystemtechnik bietet grundsätzlich die Möglichkeit,
einen Kontakt zu Teilen des Nervensystems bis hinab zu zellulären
Dimensionen dauerhaft herzustellen. Ziel ist die Detektion und
Stimulation von Nervensignalen. Um dies zu erreichen, wurden in
den letzten Jahren verschiedenartige Mikrokontakte und Systeme
entwickelt und getestet. Als Messgrößen kommen einerseits die
elektrischen und magnetischen Felder bzw. die induzierten
Potenziale und Ströme eines Nervenimpulses in Betracht,
andererseits auch indirekte Größen wie Konzentrationsänderungen
bestimmter chemischer Substanzen oder optische Parameter. Hierzu
bedarf es neben der extremen Mikrominiaturisierung auch der
Bereitstellung einer "Intelligenz" vor Ort. Bei Mikrosystemen erreicht
man dies dadurch, dass Mikrotechniken bekannt aus Mikro-
mechanik und Elektronik funktional und miniaturisiert im Aufbau
kombiniert werden. Als Basistechnologien sind hier die Silizium-
technik, Liga-Technik, Beschichtungstechniken, Halbleitertechniken,
integrierte Optik und Faseroptik zu nennen.
2.1.1 Signalkopplung
Eine Reihe von Arbeitsgruppen und Veröffentlichungen beschäftigt
sich mit Mikrokontakten auf Halbleitersubstrat, wobei das
verwendete Material in den meisten Fällen Silizium ist [69], [80].
Aus der Chip-Fertigung bewährte und bekannte Technologieprozesse
werden angewandt, um das Substrat geeignet zu strukturieren und
dem Implantat die gewünschte Form zu geben, ebenso für das
Aufbringen der Metallkontakte, Leiterbahnen und Isolierschichten.
Weiterhin ist die Integration elektronischer Schaltungen zur
Vorverarbeitung der elektrischen Signale auf dem Substrat möglich
[80]. Es werden sowohl Einzelkontakte wie auch ein- oder
10
Optoelektronik in der Neurotechnologie
zweidimensionale Arrays für den simultanen Betrieb mehrerer Mi-
krokontakte untersucht. Mit einer vergleichbaren Technik lassen sich
auch Kontakte auf anderen Trägermaterialien wie z.B. Polyimid-
[10], [80] oder Molybdänfolie [9] herstellen. Der Vorteil ist eine
höhere Flexibilität der Folie im Vergleich zum Halbleitermaterial.
Abbildung 2.2: Prinzipielle Darstellung zur intrafaszikulären Im-
plantierung einer Kammelektrode.
Die Arbeiten zeigen die prinzipielle Anwendbarkeit dieser Systeme
für die Detektion und Stimulation von Nervensignalen, was durch in-
vivo-Experimente bevorzugt an geeignet präparierten Nerven von
Ratten nachgewiesen wurde. Dazu wird das in der Regel als Nadel
oder Nadelkamm ausgeführte Substrat quer zur Nervenfaser in das
Gewebe eingebracht (vgl. Abbildung 2.2). Im extrazellulären Raum
erreicht man jedoch nur eine geringe Selektivität der Kontakte und
benötigt eine aufwändige Signalvorverarbeitung auf Grund der
geringen Signalamplitude. Wird dagegen der Faszikel durchstoßen,
so erhöhen sich zwar Selektivität und Signalamplitude. Die Faser ist
dann allerdings nur noch begrenzt überlebensfähig.
Weitere bisher nicht befriedigend gelöste Probleme betreffen die
folgenden Punkte:
Stabilität der Lage der Mikrokontakte im Gewebe. Eine
Veränderung der Lage durch Gewebebewegungen bedeutet,
Optoelektronik in der Neurotechnologie
11
dass andere als die ursprünglich gewünschten Neuronen oder
Neuronengruppen im Laufe der Zeit stimuliert oder abgetastet
werden.
Die notwendige Amplitude des Stromimpulses zur Auslösung
eines Nervensignals. Diese ist stark vom Abstand Elektrode-
Nerv abhängig. Mit einer Verschiebung der Lage des Implantats
im Gewebe ist somit auch eine Änderung der benötigten
Anregungsimpulse verbunden.
Beständigkeit der Metallelektroden. Mögliche Effekte sind die
Elektrolyse von Wasser, Korrosion des Materials und das
Eindringen von toxischen Schwermetallionen in die Gewebe-
flüssigkeit, sowie die zeitliche Änderung der Elektroden-
impedanz im Elektrolyten. In vielen Fällen wird die Isolier-
schicht von der Gewebeflüssigkeit angegriffen, so dass nach
längerem Einsatz ein störungsfreier Betrieb nicht gewährleistet
ist (siehe auch Kapitel 2.3).
Auch mit Hilfe feiner, teilweise isolierter Metalldrähte lassen sich
Nervensignale im peripheren Nervensystem detektieren und
stimulieren. Im Gegensatz zu den im vorigen Abschnitt beschrie-
benen Implantaten werden die Metalldrähte häufig längs der Faszikel
in den Nerv eingebracht. Die oben aufgeführten Schwierigkeiten
hinsichtlich der Kontaktierung und Stabilität treten hier ebenfalls
auf. Eine Besonderheit in diesem Zusammenhang stellen die
Cochlea-Implantate dar [56]. Mit ihrer Hilfe kann bei Personen, die
durch ein spezifisches Krankheitsbild ertaubt sind, eine beschränkte
Hörfähigkeit wiederhergestellt werden. Man hat bereits gute Erfolge
mit dieser Technik erzielt, so dass sie mittlerweile als Standard-
operation anzusehen ist. Hierbei werden isolierte Metalldrähte mit
geeigneten Elektroden in die Hörschnecke eingeführt. Ein Stromfluss
durch die Elektroden führt zur Reizung der Hörnerven. Auch hier
sind allerdings noch einige Fragen ungeklärt, welche die räumliche
Selektivität der Anregungsimpulse von Implantaten mit mehreren
Elektroden betreffen. Ebenso ist bisher nicht bekannt, welche
Information eines akustischen Ereignisses an welchem Ort in der
Hörschnecke verarbeitet wird.
12
Optoelektronik in der Neurotechnologie
Mit der Ausbreitung eines Nervensignals längs des Axons sind
Konzentrationsänderungen von bestimmten Ionen innerhalb und
außerhalb der Zellmembran verknüpft. Mittels ionenselektiver
Mikrokontakte auf der Basis von feinen Glaskapillaren lassen sich
solche Konzentrationsänderungen nachweisen. Auf Grund des ge-
ringen Durchmessers der Pipettenspitze (D
0,2
µm) ist der
Nachweis der Zellaktivität sowohl im Zellinnern (Durchbohrung der
Zellwand) als auch von außen möglich. Im Hinblick auf die Detektion
von Nervensignalen ist von Bedeutung, dass die chemischen Ant-
wortzeiten größer sind als diejenigen, welche die durch einen Reiz
hervorgerufenen Konzentrationsänderungen charakterisieren.
Andere Arbeiten nutzen die Regenerationsfähigkeit der Nerven,
indem eine Lochmaske in einen zerschnittenen Nerv eingeführt wird.
Einige Axone wachsen durch diese Löcher wieder zusammen. Wird
die Maske mit Elektroden versehen, so können Aktionspotenziale
selektiv detektiert oder stimuliert werden. Allerdings gelingt diese
Regeneration bisher nur für eine geringe Anzahl der Neuronen des
Nervenbündels, und auch die Frage nach der Langzeitstabilität bleibt
bislang offen. Ferner kann es zum Zerreißen der Neuronen durch
mechanische Beanspruchung bei der Bewegung des Implantates
kommen.
Seit Mitte der 80´er Jahre werden starke Magnetfelder dazu benutzt,
bei Patienten von außen eine Stimulation sowohl von Moto-Neuronen
im Gehirn als auch von peripheren Nerven zu erreichen. Die zur
Erzeugung geeigneter magnetischer Felder benötigten Spulen
besitzen Durchmesser von einigen Zentimetern und können
außerhalb des Körpers angebracht werden. Durch diese kontaktlose
und nichtinvasive Technik ist die mechanische Belastung des
Patienten minimal, was ein hohes Maß an Komfort darstellt. Jedoch
sind Fragen zur elektromagnetischen Verträglichkeit noch
weitestgehend ungeklärt [83], [87].
Von Nachteil ist die schlechte Fokussierbarkeit und damit die Orts-
auflösung der Stimulationsimpulse, die auch durch eine Verwendung
spezieller Spulengeometrien nicht zufriedenstellend verbessert
werden kann. Des weiteren kommt es neben der gewünschten
Optoelektronik in der Neurotechnologie
13
axonalen Depolarisierung zu einer Hyperpolarisierung benachbarter
Axone, wodurch die Fortpflanzung von Nervenimpulsen blockiert
werden kann.
Der Begriff optische Signalkopplung lässt sich im allgemeinen grob
in zwei Bereiche einteilen: Einerseits in die optische Verbindungs-
technik, die in zunehmendem Maße herkömmliche elektrische
Datenleitungen ersetzt, andererseits die faseroptische Sensorik, die
immer mehr an Bedeutung gewinnt und auch in der medizinischen
Technik mit großem Erfolg eingesetzt wird.
Ein faseroptischer Sensor besteht im wesentlichen aus einer Licht-
quelle, der optischen Faser als Lichtleiter, dem eigentlichen Sensor
und einem Lichtdetektor [19]. Beeinflusst der zu messende
Parameter direkt die optischen Eigenschaften der verwendeten Glas-
oder Polymerfaser, so handelt es sich um einen intrinsischen Sensor.
Doch lassen sich auch andere physikalische Größen durch ein als
Messwandler fungierendes Material oder Element bestimmen, das
auf die Faser aufgebracht wird (extrinsischer Sensor). Die
Änderungen in der Reflexion, Transmission oder Fluoreszenz werden
optisch gemessen und sind ein Maß für die zu untersuchende Größe.
Solche faseroptischen Sensoren werden zur Zeit sowohl im
industriellen Bereich [30], [40], [48], [91] als auch für
Anwendungen in der Medizin entwickelt. Als Beispiel soll der
faseroptische Sensor zur in-vivo-Messung von Kernstrahlungsdosen
erwähnt werden, der bei der Behandlung von Tumoren als Online-
Monitor eingesetzt wird [16], [18]. Bei diesem intrinsischen
Sensortyp werden dotierte Bleiglasfasern als Messsonden
verwendet, die bei radioaktiver Bestrahlung Streuzentren bilden, so
dass ein zur Messung eingestrahltes Lichtsignal absorptiv beeinflusst
wird.
Erwähnenswert ist, dass in der Medizin und der Umweltanalytik
zunehmend sogenannte Biosensoren [34], [74] zur schnellen
Bestimmung wichtiger Blutwerte oder bestimmter Ionenkonzen-
trationen [7], [8], [13] eingesetzt werden. Zum Nachweis
bestimmter chemischer Substanzen wird die Ummantelung in der
aktiven Zone einer optischen Faser entfernt und der Faserkern mit
14
Optoelektronik in der Neurotechnologie
einer chemisch sensitiven Schicht belegt. Als Trennung zum Gewebe
oder zur biologischen Flüssigkeit dient eine Schutzschicht oder
Membran, die nur für bestimmte Substanzen durchlässig ist (siehe
Abbildung 2.3). Durch eine spezielle Behandlung des Kerns tritt bei
einer Messung eine Wechselwirkung zwischen dem zu
detektierenden Stoff und der Oberfläche des Faserkerns auf. Dies
führt bei der Einstrahlung von Licht einer bestimmten Wellenlänge in
die Faser zur Absorption des evaneszenten Feldes am Sensorkopf.
Ebenso wie bei den Metalldrähten und Hohlfasern können mit
derartigen Sensoren auch Konzentrationsänderungen nachgewiesen
werden, die mit spezifischen Nervenaktivitäten verbunden sind [13].
Abbildung 2.3: Prinzip eines faseroptischen Sensors.
Eine weitere Möglichkeit zum Nachweis der Neuronenaktivität mit
optischen Messtechniken bieten spannungsabhängige Farbstoffe
[22], [25], [37], [66], [73]. Dazu werden die Nervenzellen mit
einem Farbstoff behandelt, welcher sich an der Zellmembran
anlagert und keinerlei pharmakologische Wirkung hat. Dieser
Farbstoff ändert seine Absorptions- oder Fluoreszenzeigenschaften in
Abhängigkeit vom Aktionspotenzial der behandelten Zelle, wobei
allerdings der zugrundeliegende physikalische Effekt noch nicht
verstanden ist. Mit Hilfe eines über Faserkabel optisch an die
Neuronen angekoppelten Detektorarrays war es möglich, die
Aktionspotenziale von 14 benachbarten Neuronen selektiv zu
detektieren [72]. Die Empfindlichkeit dieser Methode reicht sogar
aus, die wesentlich schwächeren Synapsen-Potenziale optisch
nachzuweisen [25].
Optoelektronik in der Neurotechnologie
15
Abbildung 2.4: Prinzipieller Messaufbau zur optischen Nerven-
signaldetektion.
Ein anderes, rein optisches Phänomen, das auf Neuronenaktivität
zurückzuführen ist, ist die schwache Emission von Bio-Photonen, die
Wellenlängen im Bereich des sichtbaren und ultravioletten Spek-
trums besitzen. Vermutet wird eine Beteiligung der Bio-Photonen an
der intra- und interzellulären Informationsübertragung [33], [55].
Mit den optischen Messmethoden sind einige Vorteile im Vergleich zu
den elektronischen Verfahren verbunden. Im einzelnen können dies
sein:
Möglichkeit der kontaktlosen Detektion in einem größeren
Abstand vom Nerv,
Galvanische Trennung von Sensor und Messelektronik,
Elektrische Eigensicherheit,
Mechanische Unversehrtheit der Nervenmembran,
Erreichbarkeit innerer, versteckter Nerven,
Detektion vieler Signale durch Wellenlängen-Multiplex-
verfahren.
Durch die Anwendung von Wellenlängen-Multiplexverfahren wird die
Möglichkeit eröffnet, über eine optische Faser mehrere Signale
16
Optoelektronik in der Neurotechnologie
gleichzeitig bidirektional zu übertragen. Auf diesem Prinzip bauen
optisch auslesbare Multi-Sensoren auf, deren Sensorkopf eine zu
bestimmende Messgröße (z.B. Temperatur, Druck,
E
-Feld,
H
-Feld,
usw.) in eine wellenlängenselektive Intensitätsänderung der
optischen Strahlung umwandelt.
In der nichtinvasiven Kreislaufdiagnostik existieren Sensorsysteme
auf optoelektronischer Basis, die sich inzwischen etabliert haben [7].
Ein großer Vorteil all dieser Forschungsergebnisse ist die minimale
Invasivität bei der Anwendung im menschlichen Gewebe oder sogar
der Verzicht auf jegliche chirurgischen Eingriffe, wenn ein direkter
Sensorkontakt nicht erforderlich ist. Auch über Arbeiten zur
optimalen Ankopplung von Fasern an Sensoren und zur Auswertung
optisch übertragener Sensorsignale wird in der Literatur berichtet
[8]. Zu erwähnen bleibt, dass auch im industriellen Bereich zur Zeit
an vielen Stellen an der Entwicklung faseroptischer Feld-Sensoren
gearbeitet wird, wobei schon Geräte auf dem Markt käuflich zu
erwerben sind. So gibt es bereits
E
-Feld-Sensoren, welche über den
Umweg einer faseroptischen Temperaturmessung die elektrische
Feldstärke von Mikrowellensignalen bestimmen [67]. Auch die Ent-
wicklung empfindlicher breitbandiger
E
-Feld Sensoren mit optischer
Signal- und Energieeinkopplung [E11] ist bereits abgeschlossen,
wobei jedoch die Ortsauflösung für das hier betrachtete Einsatz-
gebiet bei weitem nicht ausreicht.
2.1.2 Signal- und Energieübertragung
Sowohl bei der Detektion als auch bei der Stimulation von Nerven-
impulsen müssen die von der neuronalen Multikontaktstruktur (Mul-
ticontact Neural Interface, MNI) kommenden bzw. zu dem MNI
geleiteten Signale in einem adaptiven neuronalen Computer
(Adaptive Neural Computer, ANC) vorverarbeitet werden. Insbe-
sondere in der Entwicklungsphase wird man diese Verarbeitungs-
einheit aus vielerlei praktischen Gründen außerhalb des Körpers
platzieren. Dieser Aufbau erzwingt eine Signalübertragung durch
Gewebestrukturen. Eine perkutane, dauerhafte Verbindung mittels
Kabel erschien bisher als nicht möglich, da dies zu Entzündungen
und Infektionen an der Einstichstelle auf Grund des Eindringens von
Optoelektronik in der Neurotechnologie
17
Fremdkörpern führt [16]. Bei einem kürzlich vorgestellten System
wird das Kabel vorher mit einem gewebefreundlichen Material
beschichtet, welches das Anwachsen der Haut ermöglicht und so die
Gefahr einer Infektion deutlich reduziert [80].
Bei den heutzutage eingesetzten Implantaten (z.B. Cochlea-
Implantat [57], Körpertemperatur-Sensoren [89], Künstliches Herz
[69]) werden überwiegend Hochfrequenz-Sender (RF-Transmitter)
eingesetzt, die typischerweise bei Frequenzen von 1...20 MHz be-
trieben werden. Seltener findet man auch optische Daten-Links, die
aus einer Infrarot-Leuchtdiode auf der Sendeseite und einem
implantierten Photodetektor auf der Empfangsseite bestehen [14].
Derartige Systeme bieten jedoch den Vorteil einer möglichen
höheren Datenübertragungsrate und werden auch im Hinblick auf
elektromagnetische Verträglichkeit (EMV) als zukunftsweisend ange-
sehen.
2.1.3 Signal- und Energiefortleitung im Körper
Zur Führung optischer Wellen finden Glas- und Polymerfasern in
vielen Bereichen der Technik ihre Anwendung. Die Lichtführung
beruht hierbei auf dem Prinzip der Totalreflexion an Grenzflächen
mit unterschiedlichem Brechungsindex. Glasfasern sind in den phy-
sikalischen Größen, die ihre mechanischen Eigenschaften wie Elasti-
zitätsmodul und Schubmodul beschreiben, durchaus vergleichbar mit
metallischen Materialien wie z.B. Aluminium. Sie sind daher un-
empfindlich gegenüber Zug, Torsion und Biegung (Biegera-
dius > 1 cm). Als weitere große Vorteile gegenüber metallischen Lei-
tern sind die hohe Kanalkapazität (Trägerfrequenz
3
1014 Hz, Wel-
lenlängenmultiplex), die geringen Verluste (0.2 dB/km) und die hohe
Ortsauflösung (< 10µm) anzusehen. Des weiteren sind optische
Fasern in ihren Übertragungseigenschaften unempfindlich gegenüber
elektrischen und elektromagnetischen Feldern und zeigen auf Grund
der äußerst geringen Ausdehnung des evaneszenten Feldes
(einige 100 nm) kein Übersprechen. Außerdem handelt es sich bei
einer faseroptischen Übertragungsstrecke um eine galvanisch ent-
koppelte Strecke, woraus ein weiterer Vorteil resultiert, die Eigen-
sicherheit der Fasertechnik: Im Betrieb entstehen keine elektrischen
18
Optoelektronik in der Neurotechnologie
Spannungen und Ströme, die das biologische Gewebe schädigen
können. Neben Glasfasern kommen insbesondere auch Fasern aus
Kunststoffen in Betracht.
Auch für die Signalfortleitung im Körper zu einem Interface oder
neuronalen Netzwerk (BPN) werden optische Verfahren auf der Basis
von Fasertechniken verwendet. So wird in der Literatur von der
Übertragung bioelektrischer Mehrkanal-Messdaten (64 Kanäle durch
Zeitmultiplex über eine Faser) berichtet [61]. Nur durch diese
Technik ist eine optimale Reduktion von Spannungsinterferenzen
und damit eine Maximierung des IMRR (Isolation Mode Rejection
Ratio) gewährleistet. Außerdem ist eine galvanische Trennung von
Elektrode und Auswerteelektronik aus Gründen der Sicherheit für
den Patienten notwendig. Durch die Anwendung von Wellenlängen-
Multiplexverfahren können über eine Faser mehrere Signale zeit-
gleich bidirektional übertragen werden.
2.1.4 Mikrominiaturisierung von neuronaler Netz-Hardware
Seit einigen Jahren sind in der Literatur Forschungsarbeiten
bekannt, die sich mit der Realisierung von neuronaler Netz-
Hardware unter Zuhilfenahme optischer Techniken beschäftigen. Die
entstandenen Aufbauten demonstrieren eindrucksvoll die
Möglichkeiten der optischen neuronalen Signalverarbeitung, z.B. bei
der Bilderkennung und -verarbeitung. Solche rein optischen Im-
plementierungen neuronaler Netzwerke, siehe z.B. [67], [31], [39],
sind wegen der noch fehlenden Möglichkeit einer Mikrominiatu-
risierung sämtlicher optischer Komponenten und Abbildungstech-
niken jedoch nicht integrationsfähig.
Vornehmlich von Arbeitsgruppen in Japan, den USA und Kanada wird
ein anderer, vielversprechender Weg beschritten, nämlich die
Entwicklung integrierbarer optoelektronischer Bauelemente und
Schaltungen mit Hinblick auf die Realisierung neuronaler Netzwerke.
So wird in [64], [60] von MSM-Photodetektoren mit einstellbarer
Sensitivität (VSPD) berichtet, die als eine Alternative zu räumlichen
Lichtmodulatoren (2d-SLM) angesehen werden. Optimiert auf hohe
Schaltgeschwindigkeiten und niedrige Schaltleistungen sind die in
Optoelektronik in der Neurotechnologie
19
[47] vorgestellten Transmissions-Modulator-Arrays aus pnpn-
Strukturen. Auf der Sendeseite werden oberflächenemittierende
Leuchtdioden-Arrays für die Systemintegration in optischen Verbin-
dungsnetzen entwickelt [1]. Die Kombination von Leuchtdiode,
Modulator und Photodetektor in einem Bauelement (Smart Pixel)
erlaubt bei geeigneter Verschaltung die Realisierung von verschie-
denen Logikfunktionen, wie in [24] gezeigt wird.
Abbildung 2.5: Schematische Darstellung eines optoelektronischen
Neuro-Chips (aus [63]).
Die Kombination dieser unterschiedlichen optoelektronischen Bau-
elemente zu einem System zeigt die Anwendbarkeit einer solchen
Technologie, insbesondere bei der Verwendung von geeigneten
Verbindungstechniken (Flip-Chip-Technik, siehe z.B. [62]) zur ver-
tikalen Integration mehrerer Einzel-Chips. So wird in [63] ein inte-
griertes optoelektronisches neuronales Netzwerk vorgestellt, das aus
acht Neuronen mit insgesamt 64 Verbindungen besteht (vgl.
Abbildung 2.5).
2.2 Neue Forschungsansätze
Für eine Reihe von Aufgaben im Rahmen der Neurotechnologie
bietet sich der Einsatz von optischen, optoelektronischen und
elektrooptischen Verfahren zur Signalerzeugung, -verarbeitung und
-übertragung an. Diese Verfahren weisen einige bemerkenswerte
20
Optoelektronik in der Neurotechnologie
Vorteile gegenüber den standardmäßig verwendeten elektrischen
Technologien auf. Die folgenden Unterkapitel gehen in unter-
schiedlicher Weise auf diese Thematik ein. Zunächst soll anhand
eines Beispiels die Datenkomprimierung, wie sie in der Netzhaut des
Auges stattfindet, durch einen bildverarbeitenden Neuro-Chip unter-
sucht werden. Im Anschluss daran werden Konzepte zur optoelek-
tronischen Nervensignal-Stimulation und -Detektion auf der Basis
von Fasertechnik vorgestellt.
2.2.1 Entwicklung eines bildverarbeitenden Neuro-Chips
Zur Detektion und Weiterverarbeitung optischer Eingangssignale
(z.B. Bildinformationen) scheint ein Multi-Chip-Modul (MCM) in
hybrider Technik am besten geeignet zu sein (Abbildung 2.6). Die
Signalkopplung zwischen den einzelnen Modulen soll hierbei auf
optischem Weg erfolgen. Als Lichtquellen können oberflächen-
emittierende Laserdioden (engl.: vertical cavity surface emitting
laser VCSEL) aus III-V Halbleitern oder Leuchtdioden (LED)
eingesetzt werden. Die Detektoreinheit bilden Photodetektoren auf
Si-Basis. Die optische Verbindung zwischen den einzelnen Modulen
bringt den Vorteil, dass z.B. durch zusätzliche Hologramme [15]
jeder Punkt einer Lage mit jedem Punkt der nächsten Lage
verbunden werden kann. Die Steuerung der Lichtquellen kann mit
CMOS-Schaltkreisen auf Si-Substraten erfolgen, wobei die
elektrische Verbindung durch Flip-Chip-Bonding oder Transfer
Diaphragm Technique
6
realisiert werden kann.
6
Verbindungstechniken zur hybriden Integration von integrierten Schaltungen, die eine
hohe Anzahl von elektrisch leitfähigen Verbindungen ermöglichen, siehe hierzu auch S.
22 f.
Optoelektronik in der Neurotechnologie
21
Abbildung 2.6: Hybrider Aufbau eines bildverarbeitenden Neuro-
Chips. Optische Eingangssignale (Bildinforma-
tionen) werden von Si-Photodetektoren in elektri-
sche Signale gewandelt, verarbeitet und über
Bondpads an Laser-/Leuchtdioden weitergeleitet,
welche ihrerseits über eine optische Wandlung die
Informationen an die darunter gelegene IC-Einheit
weitergeben.
Im folgenden sollen die einzelnen Elemente des in Abbildung 2.7
dargestellten Multi-Chip-Moduls, also Photodetektor-Array, Signal-
verarbeitung, Verbindungstechnik und VCSEL-Array, detaillierter
beschrieben werden.
Als Bildaufnahmeeinheit dient ein Photodetektor-Array in Si-
Technologie, das z.B. durch optische Filter an die spektrale
Empfindlichkeit des Auges angepasst werden muss. Da die
Detektoren und die verarbeitende Elektronik auf der abgewandten
22
Optoelektronik in der Neurotechnologie
Seite des Lichteinfalls liegen, muss das Substrat im Bereich der
Photodetektoren weggeätzt werden. Geeignet scheinen für diesen
Zweck Photodetektoren, deren Ausgangssignal logarithmisch von der
einfallenden Lichtintensität abhängt. Eine mögliche technische
Realisierung, die für Lichtintensitäten über drei Zehnerpotenzen
empfindlich ist, wurde von N. Bewtra et al. [3] aufgezeigt. Der
Detektor besteht aus einem photosensitiven Bipolartransistor, der in
Serie mit vier diodengekoppelten MOSFETs geschaltet ist. Der
Photostrom des Bipolartransistors führt zu einer Spannung am
MOSFET mit einem Dynamikbereich von 4.8 V.
Abbildung 2.7: Datenreduktion von 16 optischen Eingangssignalen
auf fünf optische Ausgangssignale mittels neuro-
naler Verarbeitung.
Sowohl die Signalverarbeitung als auch die Ansteuerung der Laser-
oder Leuchtdioden kann mit Schaltkreisen, realisiert in CMOS-
Technologie auf Si-Substraten, durchgeführt werden. Die Einstellung
der synaptischen Gewichte kann z.B. durch die Steuerung der
Empfindlichkeit der Photodioden erfolgen. Für die elektrische
Kopplung zwischen dem Si-Chip und den LED- oder VCSEL-Arrays
bietet sich Flip-Chip-Bonding an [41], [62], [83]. Die Vorteile
gegenüber Wire-Bonding liegen in der Möglichkeit einer 3D-Inte-
gration sowie in den geringeren parasitären Induktivitäten und
Kapazitäten.
An den Stellen der Chips, die miteinander verbunden werden sollen,
muss eine passende, vom Lot benetzbare Metallisierung abge-
Optoelektronik in der Neurotechnologie
23
schieden werden. Der Rest wird mit einer nichtleitenden, dielek-
trischen und nicht benetzbaren Schicht abgedeckt. Auf einem der
beiden Chips wird dann eine genau definierte Menge einer Pb/Sn-
Legierung, welche die Lötpads bildet, durch thermisches Verdampfen
oder Magnetronsputtern aufgebracht. Für die Herstellung dieser
Strukturen lassen sich Standardverfahren der Chip-Prozessierung
verwenden. Während des Reflow-Prozesses verbindet sich die
Lötlegierung fest mit der Metallisierung. Nach Aufbringen des
zweiten Chips und einer Grobjustierung werden die beiden Chips
durch schnelles Aufheizen auf 183 °C bis 310 °C, abhängig von der
verwendeten Zusammensetzung des Lots, in ca. 30 Sekunden
zusammengelötet und schnell abgekühlt. Diese Verbindungen zeich-
nen sich durch hohe mechanische Stabilität und gute thermische
sowie elektrische Leitfähigkeit aus.
Die für oberflächenemittierende Laserdioden geforderte Justier-
genauigkeit (< 1 µm) wird auf Grund einer Selbstjustierung erreicht,
die durch Oberflächenspannungen beim Schmelzen des Lots ent-
steht. In der Literatur [83] wurde demonstriert, dass sich bis zu
10.000 Bonds ohne einen einzigen Ausfall gleichzeitig herstellen
lassen. Des weiteren bietet diese Verbindungstechnik den Vorteil,
dass optische Fasern oder Mikrolinsenarrays direkt an den Si-Chip
gebondet werden können.
Als Alternative oder als Ergänzung zu dieser Technik kann auch die
Transfer Diaphragm Technique [20], [21], [93] eingesetzt werden.
Das Grundprinzip beruht darauf, dass zwischen den photonischen
Bauelementen und dem GaAs-Substrat eine Schicht aus AlAs
gewachsen wird, die durch eine selektive Ätzlösung (wässrige
Flusssäure) aufgelöst wird. Die zur Erzeugung der Bauelemente
notwendigen Schichtstrukturen aus III-V Halbleitern werden in
herkömmlicher Weise auf dem AlAs epitaktisch abgeschieden und
anschließend mit Standardverfahren der Halbleitertechnologie pro-
zessiert. Vor der Ablösung werden diese Strukturen durch eine ca.
100 µm dicke Apiezon-W-Schicht, die von der Ätzlösung nicht ange-
griffen wird, geschützt. Da Apiezon-W opak ist, werden die Bauele-
mente durch Van der Waals-Bindung auf eine aus Polyimid be-
stehende Membran (Dicke ca. 4 µm) aufgebracht, die durch einen
24
Optoelektronik in der Neurotechnologie
Siliziumring ihre Festigkeit erhält. Nach Ablösen von Apiezon-W
können die Bauelemente auf Grund der Transparenz von Polyimid
justiert und durch einseitigen Druck selektiv mit dem Si-Chip
verbunden werden. Die Haftung erfolgt durch Van der Waals-Kräfte.
Die Vorteile dieser Technik liegen in der Möglichkeit, Bauelemente
auf kleinen Substraten herzustellen, beidseitig zu kontaktieren und
durch Integration mit beliebigen anderen Bauelementen zu größeren
Arrays zusammenzufügen. Es wird erwartet, dass durch Verwendung
eines elektrisch leitenden Klebers die Hafteigenschaften verbessert
werden können.
Die Erzeugung der optischen Signale für die Verbindung zwischen
den einzelnen Modulen lässt sich mit oberflächenemittierenden
Laserdioden verwirklichen [26], [35], [42], [43], [54], [77], [94].
Möglich ist die Realisierung von LD-Arrays mit mehr als 106
Elementen auf 1 cm
2
Chipfläche [65]. Die Querschnittsfläche einer
Laserstruktur kann dabei bis auf ca. 2 µm
2
reduziert werden. Die
erreichbaren Wirkungsgrade liegen bei etwa 30 %. Zur Senkung der
umgesetzten Leistungen ist es von Vorteil, die z.Z. erreichbaren
Schwellenströme, die für Spannungen um 1 V bei ca. 0.5 mA liegen,
um einen Faktor 10 bis 100 zu senken. Dies kann entweder durch
die Verkleinerung der aktiven Volumina oder durch Vergrößerung
des Q-Faktors erreicht werden. Die Effizienz kann auch durch
Erhöhung des Wirkungsgrades gesteigert werden.
2.2.2 Faseroptisches
Aktor-System
Zur Stimulation von Nerven sind neben den bisher erörterten
Ansätzen in Kapitel 2.1.1 (Signalkopplung) auch Konzepte auf der
Basis von optischen Fasern anwendbar. Um auf Nervenfasern z.B.
elektrische Spannungsimpulse zu induzieren, werden unterschied-
liche Strategien verfolgt. Zum einen wird die Möglichkeit einer direk-
ten Wandlung von optischer Energie in elektrische Energie durch
eine photovoltaische Zelle untersucht (vgl. Abbildung 2.8). Sowohl
III-V- und II-VI-Halbleiter als auch Silizium kommen als Materialien
in Frage. Zum anderen gibt es indirekte Verfahren, bei denen hoch-
frequenzmodulierte optische Impulse, optisch induzierte Magnet-
Optoelektronik in der Neurotechnologie
25
felder oder thermische Effekte als Lösungsmöglichkeiten zu betrach-
ten sind. Auch die Einstrahlung von optischen Pulsen direkt in das
Nervengewebe kann zur direkten Stimulation genutzt werden [45].
Auch von der optischen Akupunktur ist bekannt, dass bereits ein
Laserstrahl mit geringer Intensität Nervensignale auslösen kann.
Abbildung 2.8: Das Faser-Aktor-System (LED = Leuchtdiode, LD =
Laserdiode).
Eine derartige optische Verbindungstechnik kann prinzipiell auch auf
Mehrkanal-Stimulations- und Detektionselektroden adaptiert wer-
den, wie beispielhaft in Abbildung 2.9 dargestellt ist. Ein optoelek-
tronischer Aktor in Form eines Arrays auf der Basis der FLIC-
Elektrode (FLIC = Flexible Interdigitale Cuff-Elektrode, siehe z.B.
[E6]) demonstriert die prinzipielle Möglichkeit einer Adaption an
elektronische Mehrkanal-Stimulations- und Detektionssysteme.
26
Optoelektronik in der Neurotechnologie
Abbildung 2.9: Mögliche Realisierung eines Stimulations-Arrays auf
der Basis der FLIC-Elektrode unter Verwendung
photovoltaischer Zellen und optischer Wellenleiter
zur Signal- und Energiezufuhr.
2.2.3 Faseroptisches
Sensor-System
Abbildung 2.10 zeigt eine Möglichkeit zur Realisierung eines optisch
auslesbaren Sensor-Systems zur Detektion von elektrischen Feld-
stärken an Nervenfasern. Verwendet wird hierbei eine Monomode-
Faser, an deren Ende ein spezieller Modulator aufgebracht ist, der
die einfallende optische Leistung in Abhängigkeit der elektrischen
Feldstärke beeinflusst. Diese Beeinflussung kann je nach Bauform
des Modulators dispersiven oder absorptiven Charakter haben.
Absorptive Modulatoren bieten den Vorteil der einfachen Auswertung
durch den direkten Vergleich zwischen einfallender und reflektierter
Lichtleistung. Günstig ist auch die relativ einfache Schichtstruktur.
Bei Verwendung dispersiver Modulatoren muss der auftretende
Effekt der Brechungsindexänderung zur Auswertung erst in eine
proportionale Intensitätsänderung umgewandelt werden. Am
anderen Ende der Faser befindet sich ein Koppler, der zur Trennung
von einfallender und am Modulator reflektierter Lichtleistung dient.
Hinter dem Faserkoppler sind die Bauelemente zur Lichterzeugung
Optoelektronik in der Neurotechnologie
27
(Laserdiode, LD, oder Leuchtdiode, LED) und Detektion (Photo-
detektor, PD) angebracht.
Abbildung 2.10: Das Faser-Sensor-System.
Als elektro-optische Feldsensoren werden Halbleiter-Modulatoren
z.B. im InxGa1-xAs/AlAs/GaAs-System untersucht, welche im Hin-
blick auf Wellenlänge, Effizienz, Mikrominiaturisierbarkeit und
Verfügbarkeit als vielversprechend angesehen werden. Im folgenden
soll beispielhaft ein Absorptions-Modulator eingehender untersucht
werden.
Es handelt sich hierbei um einen Fabry-Perot-Resonator, bestehend
aus zwei Bragg-Spiegeln mit einer eingebetteten elektro-optisch
aktiven Multiple-Quantum-Well-Schicht (MQW-Schicht). Das Bau-
element besitzt die elektrischen Eigenschaften einer pin-Diode und
wurde mit Hilfe der MBE-Technologie hergestellt. Durch das Anlegen
einer Spannung zwischen den p+- und n+-Gebieten lässt sich
mittels des quantenunterstützten Stark-Effektes (QCSE) eine Band-
verbiegung erreichen, wodurch sich das Reflexionsspektrum ändert
(vgl. Abbildung 2.11).
28
Optoelektronik in der Neurotechnologie
Abbildung
2.11: Reflektivitätsänderungen eines elektro-optischen
Modulators in Abhängigkeit von der angelegten
elektrischen Spannung.
Die hohe Empfindlichkeit dieses feldstärkegesteuerten Absorptions-
modulators ist in Abbildung 2.12 dargestellt. Rechnet man die am i-
Gebiet anliegende Spannung über die Bauelementabmessung in eine
Feldstärke um, so ergibt sich beispielsweise bei E=243 V/cm eine
am Detektor gemessene Modulationsamplitude von 2
µV. Die
elektronische Erfassung dieser geringen Signalamplitude stellt zwar
hohe Anforderungen an die Messtechnik, dies ist jedoch mittels
Lock-In-Verstärker oder mit Matched-Filtern problemlos zu reali-
sieren.
Optoelektronik in der Neurotechnologie
29
Abbildung 2.12: Empfindlichkeit des Modulators in Abhängigkeit der
Spannungsamplitude.
Der zuvor beschriebene Modulator wurde in seinen Abmessungen
auf einen Durchmesser von 400 µm reduziert, um etwa die Größen-
ordnung des Faserquerschnitts zu erreichen. Die verwendete
Multimode-Faser besitzt einen
Kerndurchmesser von 110 µm,
Manteldurchmesser von 125 µm und
durch Coating bedingten Gesamtdurchmesser von 200 µm.
Um den Modulator eben auf der Faser befestigen zu können, wurden
verschiedene Klebestoffe in Betracht gezogen. Kommerziell erhält-
liche Kleber unterschiedlicher Hersteller wurden mittels Monochro-
mator-Messung auf ihre Transmissionseigenschaften im Wellen-
längenbereich von 800 1100 nm untersucht. Die optischen Eigen-
schaften betreffend wurden gute Ergebnisse mit Klebstoffen auf
30
Optoelektronik in der Neurotechnologie
Cyanacrylat-Basis erzielt, jedoch sind diese Klebeverbindungen
mechanisch nicht stark belastbar: Leichte Beanspruchungen führen
zur Bildung von Mikrorissen, welche auf Grund der Netzstruktur des
Klebstoffes im ausgehärteten Zustand die komplette Klebefläche
zum Ablösen bringen. Außerdem ist diese Klebstoffart nur bedingt
beständig gegenüber Elektrolyten, Säuren und Laugen. Diese Aus-
sagen gelten sowohl für lösungsmittelhaltige und -freie Cyanacrylate
als auch für deren UV-aushärtende Derivate. Zweikomponenten-
klebstoffe mit niedriger Viskosität zeigen neben den sehr guten opti-
schen Eigenschaften auch eine sehr hohe mechanische und
chemische Belastbarkeit. Die Fragen der Biokompatibilität von
Epoxydharzen sowie der vollständigen Ausgasung von Lösungsmit-
teln bleiben noch zu klären.
Abbildung 2.13: Verwendeter Versuchsaufbau zur Bestimmung der
Reflexionseigenschaften des Faser-Sensor-Systems
(PD = Photodetektor).
In Abbildung 2.13 ist der verwendete Versuchsaufbau zur Bestim-
mung der Reflexionseigenschaften des Faser-Sensor-Systems darge-
stellt. Das vom Monochromator ausgesendete Licht wird über einen
Chopper und einen Strahlteiler mit einem Mikroskopobjektiv in die
1m lange Faser eingekoppelt. Das am Modulator reflektierte Licht
wird über den Strahlteiler im Photodetektor empfangen und in einen
Photostrom umgewandelt. Mittels Lock-In-Technik wird dieser Pho-
tostrom, der ein Maß für die Reflektivität der Probe ist, gemessen.
Unter Verwendung des Versuchsaufbaus aus Abbildung 2.13 wurden
Reflexionsspektren unterschiedlicher Modulatortypen aufgenommen
Optoelektronik in der Neurotechnologie
31
und mit den erwarteten Spektren verglichen. Es zeigte sich eine
hohe qualitative Übereinstimmung. Somit kann die entwickelte
Klebetechnik mit zweikomponentigen Epoxydharzen als leistungs-
fähiges und angemessenes Verbindungsverfahren gelten.
2.2.4 Optoelektronischer Druck- und Biegesensor
Innerhalb des Neurotechnologie-Reports [E5], [E6] wurde die Ent-
wicklung und Realisierung einer Stand-Gang-Neuroprothese sowie
eines Reich-Greif-Implantates für querschnittsgelähmte Menschen
als Leitprojekt von den Autoren des Reports vorgeschlagen. Für
derartige Implantate werden Sensoren benötigt, die Druck,
beispielsweise an den Fingerspitzen beim sog. Pinzettengriff
7
, oder
Biegung (Krümmung der Finger) messtechnisch erfassen können. Im
folgenden werden deshalb beispielhaft zwei mögliche faseroptische
Sensoren vorgestellt.
Bei der Verwendung von optischen Fasern in der Sensorik werden
absichtlich Störungen in der Signalfortleitung erzeugt, welche z.B. zu
einer Intensitätsänderung am Ausgang der Faser führen. Beispiels-
weise führt die Biegung einer Faser zu einer Änderung des radialen
Brechzahlverlaufs, was zur Auskopplung von Kernwellen in Mantel-
und Strahlungswellen und somit zu einer Abnahme der im Kern
geführten optischen Leistung führt (siehe Abbildung 2.14).
Abbildung 2.14: Strahlführung in einem faseroptischen Wellenleiter.
7
Der Pinzettengriff bezeichnet das Greifen und Halten eines zumeist filigranen Gegen-
standes mit Daumen und Zeigefinger.
32
Optoelektronik in der Neurotechnologie
Bei vielen kommerziell erhältlichen Fasern, die auf Grund ihrer
geringen Dämpfung von weniger als 0,2 dB/km als Nachrichten-
fasern zur Überbrückung großer Strecken eingesetzt werden, sind
geometrische Abmessungen (Kern- zu Manteldurchmesser) und Ma-
terialkomposition (Verhältnis von n
k
zu n
m
) derart optimiert, dass
sich solche Biegeverluste erst bei Biegeradien von r
B
< 1 cm be-
merkbar machen. Sie sind deshalb nur bedingt als direkte Biege-
sensoren einsetzbar.
Deshalb sollen hier zwei Möglichkeiten vorgestellt werden, die die
Anwendung optischer Fasern durch gezielte Modifizierung sowohl als
Biegesensor als auch als Drucksensor ermöglichen. Dies ist im
Hinblick auf die Realisierung neurotechnologischer Implantate dann
wichtig, wenn aus regelungstechnischer Sicht z.B. Daten über die
Fingerkrümmung und die Druckbelastung der Fingerspitzen benötigt
werden. Abbildung 2.15 zeigt dazu ein Sensorsystem, das zwei
gekoppelte optische Fasern zur gleichzeitigen Messung von Druck
und Biegung verwendet.
Abbildung
2.15: Faseroptischer Druck- und Biegesensor unter
Verwendung von Diaphragma bzw. laserinduzierten
Bragg-Reflektoren.
In Abbildung 2.15 wird das Licht (z.B. einer Laserdiode) über einen
3 dB-Koppler mit je 50 % der Leistung in die beiden Sensorarme des
Messsystems eingekoppelt. Der obere Teil enthält am Ende ein ver-
spiegeltes Diaphragma, das einen äußeren Druck in eine pro-
portionale Änderung der reflektierten Lichtleistung umwandelt. Der
Optoelektronik in der Neurotechnologie
33
untere Teil enthält ein System aus Bragg-Reflektoren, das einen
optischen Resonator bildet und am Ende mit einem Spiegel abge-
schlossen ist. Diese Reflektoren können mittels UV-Laser in eine
optische Faser "eingeschrieben" werden. Eine Biegung der Faser
führt zur Verstimmung des Resonators, wodurch sich eine pro-
portionale Änderung der reflektierten Lichtintensität ergibt [48].
Beide reflektierten Anteile aus oberem und unterem Sensorarm
werden über den Koppler zu einem Photodetektor (PD) geleitet,
durch den die Umwandlung in ein elektrisches Messsignal erfolgt.
Um die Signale unterscheidbar zu machen, muss unter Umständen
im Wellenlängenmultiplex gearbeitet werden, wobei dann Photo-
detektoren mit geeigneten spektralen Empfindlichkeiten zu
verwenden sind.
Abbildung 2.16 Faseroptischer Druck- und Biegesensor unter Ver-
wendung von Diaphragma bzw. speziell aufbe-
reitetem Fasermantel.
In Abbildung 2.16 wird im unteren Teil statt eines Systems aus
Bragg-Resonatoren ein anderes Verfahren verwendet: An bestim-
mten Stellen wird mittels Ätz- und/oder Poliertechniken ein Teil der
Ummantelung der optischen Faser entfernt und durch ein Material
mit einem Brechungsindex, der größer oder gleich dem des Kerns
ist, ersetzt. Dies führt bei einer Verbiegung der Faser zu einer
starken Auskopplung von Kernwellen, wodurch sich die Leistung des
am Faserende reflektierten Lichtes ändert. Die Empfindlichkeit ist
über die Anzahl und Breite der Aussparungen einstellbar. Ein
ähnliches Verfahren wird beispielsweise bei der faseroptischen
34
Optoelektronik in der Neurotechnologie
Füllstandsbestimmung von Flüssigkeiten bereits technisch ange-
wendet.
Zur Überwachung der Ankopplung und Fixierung einer Faser oder
eines Faserbündels an einen Nervenstrang sind optisch auslesbare
Piezo-Drucksensoren denkbar. Es können auf dem in Abschnitt 2.2.3
beschriebenen Feldstärke-Sensor aufgeklebte Piezo-Keramiken ein-
gesetzt werden. Bei mechanischer Verformung des Piezo-Kristalls
wird eine elektrische Feldstärke im MQW-Modulator induziert, welche
über die entstehende Reflexionsänderung ausgewertet werden kann.
Weiterhin sind mechanisch deformierbare Spiegel am Ende der Faser
möglich, welche die reflektierte Laserstrahlung druckproportional
modulieren.
2.2.5 Interface zur Elektronik
Sowohl auf der Sensor- als auch auf der Aktor-Seite sind integrierte
Leucht- oder Laserdioden mit entsprechenden Treiberschaltungen
zur Bereitstellung der benötigten Lichtleistungen erforderlich. Die
Auswertung der vom Sensorkopf reflektierten Lichtleistungen erfolgt
nach Wandlung in integrierten MSM- oder PIN-Photodetektoren
mittels Komparatorschaltungen, z.B. auf der Basis von Trans-
impedanzverstärkern. Zur Detektion von stark verrauschten Signa-
len sind angepasste Filterstrukturen (Matched Filter) im Hinblick auf
Integrationsfähigkeit zu untersuchen.
2.3 Probleme und Risiken
Als ein zentrales Problem wird die Passivierung der Faser-
Sensor/Aktor-Systeme mit biokompatiblen Materialien angesehen,
da diese in extrem dünnen Schichten aufgebracht werden sowie eine
hohe Langzeitstabilität zeigen müssen.
Um die für eine langzeitstabile Signalkopplung zwischen Elektrode
und Nerv benötigte Fixierung zu erreichen, sind bei der
Implantierung von Schaftelektroden die folgenden Gesichtspunkte zu
berücksichtigen. Es zeigt sich, dass die meisten schwerwiegenden
Optoelektronik in der Neurotechnologie
35
Verletzungen von Nervengewebe an der Schaftspitze auftreten, wäh-
rend Verletzungen längs des Schaftes - auch bei Verwendung scharf-
kantiger Geometrien - relativ selten sind. Zu beachten ist auch die
Einhaltung einer optimalen Eindringgeschwindigkeit, die einerseits
größer sein sollte als die Geschwindigkeit von normalen physio-
logischen Gewebebewegungen, andererseits klein genug sein muss,
um Kompressionen zu verhindern. Neben den direkten Verletzungen
von Nervengewebe führt auch das Zerreißen von Kapillaren zur
Bildung von Mikrohämatomen, welche eine Deplatzierung des
Gewebes zur Folge haben, und dadurch eine lokale Schädigung der
Neuronen verursachen können [29].
Ebenso ist die Frage nach der Wahl geeigneter Metalle und deren
Oberflächenbehandlung für den Einsatz als Mikrokontakte zur Appli-
kation von Stromimpulsen oder zur Detektion nicht endgültig ge-
klärt. So werden fast alle Metalle auf Dauer von der aggressiven
Körperflüssigkeit angegriffen oder sind gar toxisch [59]. Andere Pro-
bleme entstehen durch ungeeignete Werte der Elektrodenimpedanz.
In den folgenden Abschnitten werden nun anhand zweier konkreter
Beispiele die entwickelten Konzepte auf implantierbare Mikrosysteme
in künstlichen Sehprothesen angewendet. Hierzu werden im näch-
sten Kapitel die Systeme Retina-Implantat und Intraokulare Sehhilfe
vorgestellt sowie die technischen Anforderungen diskutiert.
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
37
3 Optoelektronische Mikrosysteme für
implantierbare Sehhilfen
In diesem Kapitel werden die technischen Konzepte von drei
implantierbaren Mikrosystemen dargestellt, die auf unterschiedliche
Weise erblindeten Personen ein gewisses Sehvermögen zurückgeben
sollen. Beschrieben werden die beiden Retina-Implantat-Systeme
SUB-RET und EPI-RET sowie die intraokulare Sehhilfe IOS. Aus-
gehend von den Systemkonzepten werden die technischen und
biologischen Anforderungen an das jeweilige Augenimplantat dis-
kutiert. Beim Retina-Implantat steht die optoelektronische Energie-
versorgung im Vordergrund, während bei der intraokularen Sehhilfe
das LED-basierte bildgebende Mikrosystem die Hauptrolle spielt.
3.1 Überblick
Die deutsche Gesetzgebung definiert Blindheit mit einer Sehschärfe
(Visus
8
) von nicht mehr als 2% und/oder einem Gesichtsfeld von
nicht mehr als 5°. Hochgradige Sehbehinderung besteht bei einer
Sehschärfe von nicht mehr als 5% aber mehr als 2%, wohingegen
eine Sehbehinderung durch einen Visus zwischen 33% und 5%
charakterisiert ist. Nach einer Ermittlung des statistischen
Bundesamtes im Jahr 1994 gab es 1993 fast 250.000 sehbehinderte
Personen, davon mehr als 40.000 hochgradig Sehbehinderte und ca.
130.000 Blinde [51]. Die Zahl der Erblindungen nimmt stetig zu: Pro
Jahr kommen etwa 17.000 Erblindungen und 50.000 Sehbe-
hinderungen dazu, wobei 40% der Betroffenen jünger als 65 Jahre
sind [49]. Es entstehen somit erhebliche volkswirtschaftliche Kosten
(Blindengeld, Frührente, Rehabilitation), die sich pro Jahr allein in
Deutschland auf mehr als eine Milliarde Euro abschätzen lassen. Die
häufigsten Ursachen für eine Erblindung sind nach [50]:
8
Der Visus ist eine einheitenlose Größe und bezeichnet den Kehrwert des kleinsten
Winkels Theta, gemessen in Minuten (1/60°), unter dem zwei Punkte gerade noch
getrennt wahrgenommen werden. Zu einem Visus von Eins gehört eine angulare
Auflösung von 1'. Dies entspricht beispielsweise zwei Punkten, die in einem Abstand von
1m betrachtet werden und deren Abstand voneinander 0,3mm beträgt.
38
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
1. Makuladegeneration (15,4%),
2. Glaukom (grüner Star, 15,2%),
3. maligne Myopie (Kurzsichtigkeit, 11,9%),
4. Retinitis
Pigmentosa
9
(10,3%).
Zum Vergleich macht die Ablatio Retinae (Netzhautablösung)
lediglich 2,1% aus, die Katarakt (Grauer Star) 4,5%. Unter der
Annahme, dass für alle der genannten Erkrankungen mit Ausnahme
von Glaukom und Katarakt ein Retina-Implantat sinnvoll eingesetzt
werden könnte, betrifft dies 39,7% aller Erblindungsursachen.
Die Schwere der oben genannten Erblindungen insbesondere für die
Betroffenen soll die folgende Abbildung 3.1 illustrieren. Ausgehend
von einem alltäglichen Szenario eine Verkehrsstraße soll überquert
werden sind die verschiedenen Formen der optischen Wahr-
nehmung dargestellt. Bei der (altersbedingten) Makuladegeneration
ist in einem frühen Stadium das zentrale Sehfeld betroffen, wobei
die Beeinträchtigung sich im Laufe der Zeit nach außen hin
ausdehnt. Die Fähigkeit zu lesen geht zuerst verloren, ein Verlust
der Orientierung schließt sich daran an. Die Retinopathia Pigmentosa
(RP) ist durch ein umgekehrtes Verhalten charakterisiert: Es bildet
sich nach und nach ein Tunnelblick aus, der sich mit fortschrei-
tendem Krankheitsverlauf zumeist völlig schließt. Dies bedeutet,
dass die Betroffenen zuerst die Fähigkeit der räumlichen Orien-
tierung verlieren, sie jedoch noch eingeschränkt fähig sind zu lesen.
Endstadium ist - abhängig vom Beginn und zeitlichen Verlauf der
Krankheit - nicht selten der Verlust jeglicher optischer Wahr-
nehmung. Obwohl RP bereits vor 120 Jahren beschrieben wurde,
gibt es bis heute weder medikamentöse noch chirurgische Mög-
lichkeiten, den Prozess des Absterbens von Photorezeptoren zu stop-
pen oder zu verlangsamen.
9
Der Begriff Retinitis Pigmentosa (kurz RP) ist hinsichtlich medizinischer Terminologie
nicht exakt. Die Endung itis deutet nämlich auf eine Entzündung hin. Da es sich hierbei
jedoch um eine genetisch bedingte, degenerative Veränderung der Netzhaut handelt, ist
die korrekte Bezeichnung Retinopathia Pigmentosa. Diese wird im Folgenden verwendet.
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
39
(a)
(b)
(c)
(d)
Abbildung 3.1: Optische Wahrnehmung
10
bei (a) normalsichtigen
Personen, (b) Makuladegeneration, (c)
Retino-
pathia Pigmentosa und (d) maligner Myopie oder
Trachom.
Zusätzlich zu den zuvor beschriebenen Augeerkrankungen kommt es
jährlich allein in Deutschland zu mehreren Tausend unfallbedingten
Erblindungen von Personen. Einen großen Anteil daran bilden
explosions- oder verätzungsbedingte Schädigungen des vorderen
Augenabschnitts, insbesondere der Hornhaut (Cornea), siehe
Abbildung 3.2. Durch die entstehende, zumeist irreversible Trübung
wird das einfallende Licht gestreut und absorbiert. Eine scharfe
Abbildung über den optischen Apparat des Auges auf die noch
intakte Netzhaut ist nun nicht mehr möglich.
10
Quelle: Was ist Retinitis Pigmentosa ("RP")?, DRPV-INFO-SERIE Nr.0, Deutsche
Retinitis Pigmentosa Vereinigung e. V. (DRPV), 12/1993
40
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
Abbildung 3.2: Schädigungen des vorderen Augenabschnitts nach
Explosion (links) und Verätzung (rechts), Quelle:
Universitäts-Augenklinik Köln.
Die Auswertung verschiedener Erblindungsstatistiken [35], [44],
[83] zeigt, dass in Deutschland etwa mit 4.000 Betroffenen zu
rechnen ist. Weltweit liegt die Zahl schätzungsweise zwischen sechs
und sieben Millionen Menschen, wobei die Ursachen neben den
bereits erwähnten unfallbedingten Schädigungen auch in einer
chronischen intraokularen Entzündung sowie Hornhautentzündung
(Trachom) liegen. Solche Krankheitsfälle treten zum Beispiel in den
weniger entwickelten Ländern Afrikas und Lateinamerikas aber auch
im Mittleren Osten und in Südostasien auf. Weltweit ist das Trachom
immer noch eine der Haupterblindungsursachen.
Abhängig vom Grad der Schädigung ist die optische Wahrnehmung
der betroffenen Personen beschränkt auf das kontrastarme
Empfinden von hellen und dunklen Objekten, wobei Konturen kaum
zu erkennen sind. Dies entspricht in etwa der bereits in Abbildung
3.1 (d) gezeigten optischen Wahrnehmung. Bei noch schwereren
Fällen kann teilweise nicht einmal mehr zwischen Tag und Nacht
unterschieden werden, die Personen sind absolut blind.
Obwohl in der modernen Augenheilkunde viele Fortschritte bei der
Transplantation von sowohl Spender- [74] als auch künstlichen
Hornhäuten [47] gemacht wurden, ist in vielen Fällen diese klas-
sische Behandlungsmethode nicht anwendbar. Gründe hierfür liegen
in der Tatsache, dass
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
41
Spenderhornhäute vielfach innerhalb weniger Wochen nach der
Transplantation erneut eintrüben,
künstliche Hornhäute nach heutigem Kenntnisstand nicht
dauerhaft transplantierbar sind,
oftmals in besonders schweren Fällen keine mechanische
Fixierung eines Transplantates möglich ist.
Im folgenden Unterkapitel werden zunächst die technischen und
biologischen Anforderungen an die Entwicklung einer Sehprothese
(Retina-Implantat) mit optoelektronischer Energieversorgung für
den oben genannten Kreis der Betroffenen vorgestellt. Dies bein-
haltet die Erläuterung des Sehvorgangs im menschlichen Auge.
Daran schließen sich die technischen Konzepte der Implantat-
Varianten EPI-RET und SUB-RET an, wobei der Fokus auf der sub-
retinalen Variante liegt. Abschätzungen hinsichtlich der zu erwar-
tenden und tolerierbaren Strahlenbelastung schließen das Unter-
kapitel ab. In dem sich daran anschließenden Unterkapitel 3.3
werden dann die Randbedingungen für das LED-basierte Display im
IOS-System behandelt.
3.2 Technische und biologische Anforderungen
an ein Retina-Implantat
Zur Festlegung der technischen Randbedingungen ist das grund-
sätzliche Verständnis der Funktionsweise des menschlichen Auges
Voraussetzung. Abbildung 3.3 zeigt hierzu schematisch den horizon-
talen Meridionalschnitt des rechten menschlichen Auges.
42
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
Abbildung 3.3: Anatomie des menschlichen Auges.
Am Beispiel der Wahrnehmung des Buchstaben A kann der optische
Weg durch das Auge leicht nachvollzogen werden: Das ausgesandte
Licht wird im Normalfall durch die konstante Brechkraft der
Hornhaut und die variable Brechkraft der Linse von zusammen 58,6
Dioptrien
11
(D
ges
= 1 / f
ges
= 58,6 m
-1
) auf der Netzhaut fokussiert,
siehe Abbildung 3.4. Im Zentrum der Netzhaut auf der Sehachse
gelegen, befindet sich die sogenannte macula lutea (gelber Fleck),
ein kreisförmiger, etwa 2,5 bis 3 Millimeter durchmessender
grubenförmiger Fleck. Innerhalb dieser Grube, der sog. fovea
centralis, sind gemäß Abbildung 3.5 die meisten Photorezeptoren
und Ganglienzellen, insbesondere die für das Farbsehen verantwort-
lichen Zapfen, vorhanden. In der Peripherie nimmt die Konzentration
von Ganglienzellen und Zapfen stark ab, während die der Stäb-
11
Ein Wert von 58,6 Dioptrien für die Gesamtbrechkraft von Hornhaut und Linse
bezeichnet den technischen Mittelwert aus einer breiten Spannweite.
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
43
chen
12
, deren Zuständigkeit im Kontrastsehen und in der Bewe-
gungswahrnehmung liegt, wächst.
Abbildung 3.4: Schematischer Aufbau der menschlichen Netzhaut.
Das bedeutet, dass das menschliche Auge lediglich im Bereich der
Macula (entspricht etwa 3° Sehwinkel) scharf sehen kann (z. B.
lesen), während die Peripherie vornehmlich der Detektion von
Bewegungen und zur Orientierung im Raum dient. Bei der Ent-
wicklung eines Retina-Implantats wird man daher vornehmlich im
Bereich des zentralen Sehfeldes die noch intakten retinalen Nerven-
zellen aktivieren wollen. Der sog. blinde Fleck liegt peripher bei etwa
15° in nasaler Richtung und wird durch die Axone, also die Aus-
gänge der neuralen Ganglienzellschicht, gebildet. Dort befinden sich
keinerlei Photorezeptoren. Die Unfähigkeit des Auges, an diesem Ort
etwas zu detektieren, wird durch höhere Funktionen des visuellen
12
Vielfach besteht die Meinung, dass die Stäbchen für das schwarz-weiße Sehen zustän-
dig seien. Das ist nicht der Fall. Vielmehr überdecken ihre Aufgaben einen Bereich von
Wahrnehmungen, die eine Farbunterscheidung nicht einschließen, so dass auch keine
entsprechenden Pigmente in den Zellen vorliegen.
44
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
Cortex im Gehirn ausgeglichen: Das Gesamtbild wird an dieser Stelle
interpoliert.
Abbildung 3.5: Winkelabhängige Verteilung von Photorezeptoren
(Stäbchen und Zapfen) und Ganglienzellen in der
Netzhaut.
Wie entsteht nun der Seheindruck? Licht fällt (z.B. in Form des
Buchstaben "A") auf die Netzhaut, die aus mehreren Schichten
besteht, siehe Abbildung 3.6. Die Photonen durchdringen die
transparenten Nervenzellschichten und werden im hinteren Teil der
Retina durch das Sehpigment Rhodopsin in den Photorezeptoren
(Stäbchen und Zapfen) absorbiert. Dies löst eine Kaskade bioche-
mischer Prozesse aus [46] mit dem Resultat einer Änderung der
Membranspannung in der Rezeptorzelle. Von hier findet über eine
komplex vernetzte neurale Struktur (Horizontal-, Bipolar-, amakrine
Zellen) die weitere Signalverarbeitung bis zu den Ganglienzellen
statt, deren Ausgänge den Sehnerv bilden und somit die Verbindung
zum visuellen Kortex im Gehirn darstellen, Details siehe [23]. In
diesem neuralen Netzwerk findet neben der Helligkeitsadaption auch
eine Kodierung von Farbinformationen und Bewegung statt: Ins-
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
45
gesamt werden die graduierten Potenziale von etwa 100 Photo-
rezeptoren in ein impulsratenkodiertes Ausgangssignal einer ein-
zelnen Ganglienzelle transformiert.
Abbildung 3.6: Möglichkeiten der elektrischen Stimulation retinaler
Nervenzellen bei Verlust der Photorezeptoren.
Kommt es nun zu einem Verlust der Photorezeptoren, z. B. durch RP
oder Makuladegeneration, so kann eine künstliche Aktivierung der
Ganglienzellen prinzipiell auf zwei Arten erreicht werden:
Die Ganglienzellen werden direkt über eine epiretinal fixierte
Mikrokontaktstruktur elektrisch gereizt (System EPI-RET).
Die Photorezeptoren werden durch ein subretinal fixiertes Array
aus Mikro-Photodioden (MPD-Array, MPDA) ersetzt, das
elektrische Signale an die noch verbliebenen Bipolar- und
Horizontalzellen abgibt (System SUB-RET).
Es existieren systembedingt Unterschiede, die wiederum jeweils Vor-
und Nachteile mit sich bringen.
46
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
Während das EPI-RET-System aus implantationstechnischer Sicht
gewisse Vorteile bietet, ist hier jedoch ein hohes Maß an technischer
Signalvorverarbeitung nötig. Abbildung 3.7 zeigt schematisch das
EPI-RET-Systemkonzept. Eine CMOS-Kamera mit hoher Dynamik
[76], die auf einer Brille montiert ist, nimmt ein Bild der Umwelt auf.
Dieses Bild wird mittels eines Retina-Encoders [28] umgewandelt in
impulsratenkodierte Signale, die direkt kompatibel zu den erwar-
teten Ausgangssignalen der Ganglienzellen sind. Dies bedeutet, dass
der Retina-Encoder genau die zum jeweiligen Seheindruck passen-
den Impulsfolgen für jede kontaktierte Ganglienzelle liefern muss,
die diesen Zellen vor der Erblindung selbst generiert hätten. Diese
Impulsratenfolgen werden digitalisiert und dann drahtlos, z.B.
optisch [38], [E10], zusammen mit der Energie zum Implantat über-
tragen. Die Empfangselektronik rekonstruiert die vom Signal- und
Energieempfänger erhaltenen Digitalsignale sowie den Takt und
leitet diese Daten an die Stimulatorelektronik weiter. Hier entstehen
nun ladungsausgeglichene biphasische Stromimpulsfolgen, die über
Stimulatorelektroden an das Nervengewebe (Ganglienzellen) abge-
geben werden.
Abbildung 3.7: Konzept des Retina-Implantats, System EPI-RET.
Details siehe Text.
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
47
Abbildung 3.8: Konzept des Retina-Implantats, System SUB-RET.
Details siehe Text.
Beim SUB-RET-Systemkonzept, dargestellt in Abbildung 3.8, wird
keine aufwändige externe Signalvorverarbeitung benötigt, weil der
noch intakte Rest des Nervengewebes innerhalb der Retina von den
Bipolarzellen an aufwärts genutzt werden kann. Das implantierte
Mikro-Photodioden-Array (MPDA) ersetzt quasi die ausgefallenen
Stäbchen und Zapfen in der Netzhaut. Allerdings ergeben sich auf
Grund des gewählten Implantationsortes im subretinalen Raum
besondere Herausforderungen hinsichtlich der Implantatdicke und
somit bei der Aufbau- und Verbindungs- sowie Verkapselungs-
technik. Die folgende Tabelle 3.1 zeigt im Überblick Gemein-
samkeiten und Unterschiede beider Ansätze.
48
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
EPI-RET SUB-RET
B
ild
er
ze
ugung
Extrakorporale Umwandlung
von zeitabhängigen Bildinfor-
mationen der CMOS-Kamera
in ein räumlich-zeitliches
Stimulationsmuster durch
den Retina-Encoder. Über-
tragung als sequenzieller
Bitstrom an jeweils ein
Element des implantierten
Mikroelektroden-Arrays.
Natürliches Umgebungslicht
wird vom implantierten
Mikrophotodioden-Chip
(MPD-Array) räumlich auf-
genommen und in Form gra-
duierter Potenziale abge-
geben, wobei die Amplituden
den Leuchtstärkeunter-
schieden entsprechen. Ein
Takt wird von außen vorge-
geben.
A
n
st
eu
eru
n
g
de
r Z
elle
n
Impulskodierte Ansteuerung
der Ganglienzellen.
Ansteuerung der Bipolar- und
Horizontalzellen mit
graduierten Potenzialen.
E
n
erg
ie
-
übe
rt
ragung
·
Elektromagnetisch (in-
duktiv), mittels
gekoppelter Spulen.
·
Optoelektronisch,
mittels IR-Laser und
photovoltaischer Zellen.
Optoelektronisch, mittels IR-
Laser und photovoltaischer
Zellen.
Sign
al
übe
rt
ragung
Elektromagnetisch oder opto-
elektronisch, Daten sind im-
pulskodiert und moduliert
(digitaler Bitstrom).
Natürliches, sichtbares Um-
gebungslicht.
Tabelle 3.1: Vergleich der beiden Ansätze: EPI-RET und SUB-RET.
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
49
Beiden Systemen gemein ist die Tatsache, dass es sich um aktive
Implantate handelt. Zur Energieversorgung wird jedoch nicht, wie
beispielsweise beim Herzschrittmacher, eine Batterie verwendet, es
finden vielmehr Techniken zur drahtlosen Energieeinkopplung
Anwendung. Nur dadurch kann eine langjährige Implantation, die
ohne zyklisch wiederkehrende Batteriewechsel auskommt, gewähr-
leistet werden. Bei der Festlegung von technischen und biologischen
Randbedingungen für eine optoelektronische Energieübertragung im
infraroten Wellenlängenbereich um 850
nm (siehe Kapitel 4.1
Optoelektronischer Energiesender) spielt die Verträglichkeit eine
wichtige Rolle. Aus diesem Grund werden nun die physiologischen
Grenzwerte für den Einsatz speziell im System SUB-RET betrachtet.
Die Beschreibung des EPI-RET-Systems ist in [38] zu finden.
Photorezeptoren spielen für die Energiebilanz bei infraroter optischer
Bestrahlung keine Rolle. Sie absorbieren selbst im sichtbaren
Spektralbereich nur wenige Prozent des einfallenden Lichtes. Die
thermische Belastung des Auges wird im wesentlichen durch die
Absorption von Strahlung im Melanin des Retina-Pigmentepithels
(RPE) bestimmt. Das außerordentlich lichtstabile Melanin dient als
Lichthofschutzschicht zur Verbesserung der Auflösung des Bildes auf
der Netzhaut. Während einer Bestrahlung mit sichtbarem Licht
treten zwei Arten von Schädigungsmechanismen auf: Photo-
chemische und thermische Schädigungen. Bei dem in den Retina-
Implantat-Projekten auftretendem Fall einer lang andauernden
(> 10 s) Bestrahlung im infraroten Spektralbereich mit geringer
Intensität (< 1 W/cm²) sind lediglich thermische Effekte zu erwar-
ten, denn photochemische Schädigungen treten nur bei sichtbarer
optischer Bestrahlung auf.
Eine Literaturrecherche zum Thema "Schädigungsschwellen bei
infraroter Bestrahlung der Retina" führte zu widersprüchlichen und
keineswegs eindeutigen Ergebnissen. So sind die nationalen und
internationalen Normen nicht immer einheitlich und in sich konse-
quent. Nach der Richtlinie VDE 0837 (Laserstrahlenschutz) ist bei
Bestrahlungsstärken > 100mW/cm² und Expositionsdauern > 1 Mi-
nute bereits mit thermischen Schäden zu rechnen. Hierbei wird
allerdings die Bestrahlungsstärke auf der Hornhaut angenommen,
50
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
die durch den optischen Apparat des Auges noch um einen Faktor
von mehr als 10
5
erhöht wird! So ergibt sich beispielsweise für die
Strahlung eines Laserpointers mit einer optischen Ausgangsleistung
von P
opt
= 1 mW und einem Strahldurchmesser von d
1 mm² eine
Bestrahlungsstärke auf der Netzhaut von E
rad
100 W/cm², vgl.
[70], [95]. Des weiteren liegen für Expositionszeiten größer als ein
Tag keine entsprechenden Grenzwerte vor.
Erst durch die Kooperation mit Herrn Professor R. Birngruber
(Laserzentrum Lübeck) ergab sich eine Möglichkeit, auf gesicherte
Simulations- und Messergebnisse bei Bestrahlung der Netzhaut mit
sichtbarem Licht zurückzugreifen und diese dann in den Infrarot-
bereich zu extrapolieren. Die folgende Abbildung 3.9 zeigt nochmals
in graphischer Form die beiden Mechanismen der photochemischen
und thermischen Schädigung bei optischer Einstrahlung im sicht-
baren Bereich (
= 458 nm). Aufgetragen sind die Schädigungs-
schwellen für bestimmte Bestrahlungsstärken über der Bestrah-
lungsdauer. Es ist zu erkennen, dass für kurzzeitige Bestrahlungen t
< 3 s vornehmlich thermische Effekte eine Rolle spielen, während
für längere Zeiten t > 30 s die photochemischen Effekte dominieren.
Die an verschiedenen Punkten angegebenen Werte kennzeichnen die
gemessene Erhöhung der retinalen Temperatur. Da bei infraroter
Einstrahlung keine photochemischen Effekte zu erwarten sind, lässt
sich für Langzeitexpositionen (1 Arbeitstag) eine Schädigungs-
schwelle von E
rad
=1 W/cm² ablesen.
Thermische Schädigungen werden hauptsächlich durch Wärme-
diffusionsprozesse kontrolliert. Der Schädigungsmechanismus selbst
liegt in der Koagulation bzw. Denaturierung begründet, der sich als
thermisch aktivierter 3-Zustandsprozeß beschreiben lässt [4]. Für
diesen Prozess allein lässt sich keine unbedenkliche niedrigste
Temperatur angeben selbst bei normaler Körpertemperatur
(37 °C) wäre eine Denaturierung innerhalb von 30 Tagen zu
erwarten! Zur Vermeidung thermischer Schäden insgesamt kann
jedoch eine dauerhaft zulässige Temperaturerhöhung
T angegeben
werden.
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
51
Abbildung
3.9: Photochemische und thermische Schädigungs-
schwellen bei optischer Bestrahlung der Netzhaut
nach [5].
Um die tatsächlich auftretenden Temperaturerhöhungen abschätzen
zu können, wurde ein Wärmeleitungsmodell des Auges entwickelt,
das die o.a. Wärmediffusion beschreiben kann [6]. Es beruht auf
einem räumlichen Ansatz der Strahlungsabsorption und Wärme-
leitung auf der Basis der Wärmetransportparameter von Wasser. So
beträgt die Temperaturerhöhung
T der Retina bei einer dauerhaften
Bestrahlung einer kreisförmigen Fläche (7 mm Durchmesser) mit
monochromatischem Licht der Wellenlänge
= 690 nm und einer
Bestrahlungsstärke E
rad
= 0,6 W/cm² ungefähr 3 °C bis maximal 7
°C, abhängig von der Durchblutung der Aderhaut. Die starke
Durchblutung der Aderhaut stabilisiert die Augentemperatur sehr
effektiv, z.B. bei wechselnden Außentemperaturen zwischen +40 °C
und 40 °C. Bei intakter Perfusion der Choroidea (Aderhaut) kann
eine Leistung von bis zu 200 mW/cm² abgeleitet werden, ohne dass
die Augentemperatur um mehr als 1 °C ansteigt. Ein thermodyna-
misches Gleichgewicht stellt sich dabei nach entsprechenden Modell-
rechnungen innerhalb von 10-20 s ein. Eine Extrapolation der im
52
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
sichtbaren Spektralbereich gemessenen und simulierten Werte auf
den Infrarotbereich ergibt, dass bei Bestrahlungsstärken auf der
Retina unterhalb von 300 mW/cm² keinerlei Schädigung zu erwarten
ist.
3.3 Technische und biologische Anforderungen
an eine intraokulare Sehhilfe
Voraussetzung für die Festlegung der technischen Randbedingungen
ist das grundsätzliche Verständnis des optischen Wahrnehmungs-
prozesses im menschlichen Auge. Hier sei auf die diesbezüglichen
Erläuterungen im vorangegangenen Kapitel 3.2 auf Seite 41 ff. ver-
wiesen.
Speziell für die Entwicklung einer intraokularen Sehhilfe ist die
Lichtempfindlichkeit der Photorezeptoren in der Retina und der sich
daraus ergebende Dynamikbereich von zentraler Bedeutung. Das
menschliche Auge ist in der Lage, einen Helligkeitsbereich von etwa
100 dB (10 Dekaden) abzudecken. Man unterscheidet abhängig von
der vorliegenden Beleuchtungsstärke zwischen zwei Zuständen:
Dem hell adaptierten Auge und dem dunkel adaptierten Auge bzw.
zwischen Tages- oder Farbsehen (photopisch) und dem Schwarz-
Weiß- oder Nachtsehen (skotopisch). Beim photopischen Sehen sind
vornehmlich die Zapfen aktiv, während beim skotopischen Sehen die
Stäbchen dominieren. Hieraus ergeben sich zwei unterschiedliche
Empfindlichkeitskurven für das menschliche Auge, die in Abbildung
3.10 dargestellt sind und weiter unten diskutiert werden. Die
Beleuchtungsstärke bei Mittagssonne beträgt beispielsweise E
phot
100.000 lx, während sich für den Nachthimmel bei Vollmond ein
Wert von E
phot
0,25 lx ergibt. Dies entspricht einer Dynamik von
56 dB, an die sich das Auge innerhalb von Sekunden anpassen kann.
Die Adaption an die Lichtverhältnisse bei bewölktem Nachthimmel
(E
phot
0,005 lx) geschieht zum einen durch die Öffnung der Pupille
(Iris-Blende) und zum anderen mittels chemischer und neuronaler
Veränderungen in der Netzhaut. Dieser Vorgang dauert zwischen 5
und 7 Minuten und liefert weitere 17 dB Dynamik. Ab hier beginnt
der skotopische Bereich, innerhalb dessen die optische Wahrneh-
mung vornehmlich durch die Stäbchen erfolgt. Innerhalb weiterer 20
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
53
Minuten erfolgt durch chemische und neuronale Veränderungen in
der Retina die Adaption des Auges an die untere Wahrnehmungs-
grenze von 0,00001 lx, was einem Bereich von weiteren 27 dB
entspricht. Die Beleuchtungsverhältnisse bei mondlosem klaren
Nachthimmel (E
phot
= 0,0003 lx) liegen z.B. in diesem unteren
Bereich.
Abbildung 3.10: Spektrale Empfindlichkeitskurven V'(
) für das
dunkel und V(
) für das hell adaptierte menschliche
Auge.
Die relative spektrale Empfindlichkeit V(
) des hell adaptierten
menschlichen Auges ist in Abbildung 3.10 dargestellt. Sie besitzt ein
absolutes Maximum bei der Wellenlänge
= 555nm. Im Falle des
skotopischen Sehens kommt es zu einer Blauverschiebung der
spektralen Empfindlichkeit V(
). Die daraus resultierende Kurve
V'(
) besitzt ihr Maximum bei
= 510nm und ist ebenfalls in
Abbildung 3.10 dargestellt.
Im Gegensatz zu dem bei Retinopathia Pigmentosa oder Makula-
degeneration auftretenden Krankheitsverlauf ist in diesem Fall die
Netzhaut voll funktionsfähig. Es muss somit nicht zwangsläufig wie
54
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
beim EPI-RET-System eine elektrische Stimulation retinaler Nerven-
zellen realisiert werden. Vielmehr ist es ausreihend, den durch die
Hornhauttrübung gestörten optischen Weg gemäß Abbildung 3.11 zu
überbrücken [E3].
Abbildung 3.11: Systemkonzept der intraokularen Sehhilfe (IOS).
Die Funktionsweise der intraokularen Sehhilfe lässt sich wie folgt
beschreiben: Eine Miniaturkamera, platziert auf einem Brillengestell,
nimmt ein Bild der Umgebung auf. Dieses Bild wird mit Hilfe eines
Signalprozessors digitalisiert und kodiert. Anschließend erfolgt die
drahtlose, z. B. infrarote Übertragung [E14] der Bildinformationen zu
einem Implantat, das sich etwa in einer Kunstlinse im Auge befindet.
Die Energieversorgung des Implantates wird ebenfalls drahtlos, z.B.
mittels elektromagnetischer Techniken, realisiert. Das intraokular
fixierte Implantat beinhaltet neben dem Signal- und Energie-
empfänger auch ein Miniaturdisplay, welches über eine geeignete
Mikrooptik das empfangene Kamerabild auf die Netzhaut projiziert.
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
55
Durch den gewählten Ansatz, ein aktives Miniaturdisplay dauerhaft
intraokular zu implantieren, ergibt sich als Randbedingung eine
systematische Betrachtung der benötigten optischen und elektri-
schen Leistung im Auge. Die Abschätzung der optoelektronischen
Parameter eines LED-basierten Mikrodisplays geschieht unter folgen-
den Voraussetzungen:
Das Mikrodisplay setzt sich aus einzelnen Bildpunkten (sog.
Pixel, Abkürzung für engl. picture element) zusammen, die
jeweils durch eine Leuchtdiode repräsentiert werden.
Jedes Pixel hat eine definierte quadratische Fläche von A
Pixel
=
100 µm · 100 µm = 1·10
-8
m
2
.
Der horizontale und vertikale Abstand zweier benachbarter
Pixel beträgt von Mitte zu Mitte d
Pixel
= 200 µm.
Ausgehend von der elektrischen Verlustleistung einer im Fachgebiet
Optoelektronik hergestellten einzelnen LED von P
el
= 1,64 V · 10 µA
= 16,4 µW ergeben sich für unterschiedliche Anordnungen in einem
zweidimensionalen quadratischen Array die folgenden Werte:
Anzahl der Pixel N
Benötigte elektrische Leistung P
el,ges
(alle LEDs eingeschaltet)
8 · 8 = 64
1,024 mW
16 · 16 = 256
4,096 mW
32 · 32 = 1024
16,384 mW
Tabelle 3.2:
Elektrische Verlustleistung eines LED-Arrays in Ab-
hängigkeit von der Anzahl der Pixel.
Die sich ergebenden elektrischen Verlustleistungen liegen in der
selben Größenordnung wie die normale durchschnittliche
Energiedissipation im menschlichen Körper von etwa 1 Watt pro
Kilogramm Körpergewicht. Bezogen auf das Volumen des
56
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
menschlichen Auges V
Auge
= 4/3·
·r
3
7,5 cm³ ergibt sich ein
entsprechender Wert von knapp 10 mW. Hier ist allerdings zu be-
rücksichtigen, dass das Auge eines der am stärksten durchbluteten
Organe im menschlichen Körper ist. Durch das im vorderen Augen-
abschnitt vorhandene Kammerwasser kann überschüssige Wärme
leicht abtransportiert werden. Erste Messungen an der Universitäts-
augenklinik Köln zeigten zudem, dass selbst bei Verlustleistungen
über 100 mW keine Schädigung des Auges nachgewiesen werden
konnte.
Unter Berücksichtigung der physiologischen Eigenschaften des hell
adaptierten menschlichen Auges (siehe Abbildung 3.10) und einem
konservativen externen Quantenwirkungsgrad für Leuchtdioden von
ex
= 1 % ergibt sich für das Display eine von der Pixelanzahl
unabhängige Beleuchtungsstärke E
phot
:
2
8
6
2
2
2
2
m
10
4
W
10
4
,
16
01
,
0
W
lm
680
75
,
0
4
W
lm
680
)
(
W
lm
680
)
(
W
lm
680
)
(
-
-
=
=
=
=
Pixel
el
LED
Pixel
el
LED
Display
el
LED
phot
A
P
V
d
N
N
P
V
A
N
P
V
E
(3.1)
klx
091
,
2
m
lm
2091
2
=
=
phot
E
(3.2)
Dies entspricht den Lichtverhältnissen in freier Natur bei bedecktem
Himmel im Winter.
Es lässt sich schlussfolgern, dass sich sowohl die elektrischen als
auch die optischen und optoelektronischen Parameter in einem
vernünftigen und zulässigen Bereich befinden.
Die Auswahl der Emissionswellenlänge (Farbe) des LED-Arrays
erfolgt u.a. (siehe Kapitel 5.1 LED-Array im GaAsP/GaP-
Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen
57
Materialsystem) nach physiologischen Gesichtspunkten. Zwar ist die
spektrale Empfindlichkeit des menschlichen Auges nach Abbildung
3.10 bei einer Wellenlänge von 555 nm (Grün) am höchsten, jedoch
zeigen Untersuchungen bei nachtblinden Personen
13
, dass orange-
farbene Filter zu einer Kontrasterhöhung führen. D. h., bei niedrigen
Beleuchtungsstärken, bei denen ein hohes Kontrastempfinden anzu-
streben ist, bietet sich Licht im orangenen Bereich des optischen
Spektrums (etwa bei 590 nm) an.
Anzumerken ist, dass selbstverständlich auch hier die Abbildung 3.9
weiterhin ihre Gültigkeit besitzt. Die zu erwartenden Bestrahlungs-
stärken liegen jedoch in jedem Fall innerhalb des zulässigen
Bereichs, innerhalb dessen weder thermische noch photochemische
Schädigungen zu erwarten sind.
13
Nachtblindheit ist eines der ersten Symptome bei Ausbruch der Krankheit Retinopathia
Pigmentosa.
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
59
4 Optoelektronische Energieübertragung
für ein Retina-Implantat
Nach der Festlegung der technischen und biologischen Randbeding-
ungen für das Retina-Implantat in Kapitel 3.2, wird in diesem Kapitel
nun das neuartige System zur drahtlosen Energieversorgung eines
subretinal platzierten Netzhautimplantats vorgestellt. Hierbei werden
erstmals optoelektronische Techniken eingesetzt: Eine fasergekop-
pelte Laserdiode als Energiesender emittiert Strahlung im infraroten
Bereich des optischen Spektrums. Diese Strahlung gelangt über eine
spezielle Mikrooptik zu dem im Auge subretinal implantierten Stimu-
latorsystem, das im Gegensatz zu dem in [79] beschriebenen Sy-
stem aus zwei räumlich voneinander getrennten Teilen besteht, sie-
he Abbildung 4.1.
Abbildung 4.1: Optoelektronische Energieversorgung eines sub-
retinal platzierten Netzhautimplantats.
Das Array aus Mikrophotodioden (MPDA) nimmt ein Bild der Um-
gebung auf, das durch den optischen Apparat des Auges auf die
Retina projiziert wird. Über integrierte Differenzverstärker wird der
lokale Bildkontrast verstärkt und in Form graduierter Potenziale - die
Amplitude ist proportional zur lokalen Beleuchtungsstärke - an das
60
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
Nervengewebe (vornehmlich Bipolarzellen) abgegeben. Die Versor-
gungsspannung zum Betrieb dieses aktiven MPDAs wird von einem
Array photovoltaischer Zellen (PVZ) geliefert, das in einigen
Millimetern Abstand ebenfalls subretinal implantiert ist und über ein
Polyimidbändchen mit integrierten Leitungsstrukturen mechanisch
und galvanisch mit dem MPDA verbunden ist. Durch den für die
Realisierung des MPDA eingesetzten 0,8 µm CMOS-Prozess ist eine
Versorgungsspannung V
dd
= 3,3 V vorgegeben.
4.1 Optoelektronischer Energiesender
Zur Bereitstellung einer definierten, möglichst homogenen
Bestrahlungsstärke am Energieempfänger auf der Netzhaut wurde
ein optoelektronisches Sendemodul entwickelt und realisiert. Es
besteht aus einer fasergekoppelten Laserdiode (Siemens, Typ SPL
2F85), deren Emissionswellenlänge bei
= 850 nm liegt. Die Art des
Lasers und dessen Emissionswellenlänge wurden unter folgenden
Gesichtspunkten ausgewählt: Der Einsatz einer Laserdiode bietet im
Gegensatz zu Festkörper- oder Gaslasern den Vorteil des Batterie-
betriebs und macht somit einen mobilen Einsatz möglich. Bei einer
Wellenlänge von 850 nm sind eine Vielzahl verschiedener Laserdio-
dentypen (fasergekoppelt oder freistrahloptisch sowie unterschied-
liche Leistungsklassen) kommerziell erhältlich. Hinsichtlich der opti-
schen Wellenlänge zeigen Untersuchungen [11], dass sich im Be-
reich zwischen 700 nm und 900 nm das Transmissionsmaximum des
menschlichen Auges befindet.
Elektrisch angeschlossen ist die Laserdiode an eine Ansteuer-
elektronik (Abbildung 4.2), die neben einem stromgesteuerten
Regelkreis zur Leistungsregelung des Lasers auch eine Modulations-
einheit enthält. Dies bietet zu einen die Möglichkeit, den Strom
durch die Laserdiode stufenlos einzustellen. Zum anderen kann die
dem Diodenstrom proportionale optische Leistung der Laserdiode
sowohl im Dauerstrichbetrieb, aber auch gepulst (bei Pulswieder-
holraten zwischen 30 Hz und 1 kHz, variables Tastverhältnis) zu
übertragen.
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
61
Abbildung 4.2: Optoelektronisches Sendermodul, bestehend aus
Laserdiode mit Glasfaser und Strahlformungsoptik
sowie einer Ansteuerelektronik für die Laserdiode.
Hinsichtlich der optischen Verbindungstechnik wurde ein faser-
gekoppeltes System bevorzugt, da sich hierdurch die Laserdiode zu-
sammen mit der Elektronik leicht räumlich von dem Austrittsort der
optischen Strahlung trennen lässt. So können beispielsweise in ei-
nem späteren System Batterien, Elektronik, etc. mit einem Gürtel
am Hosenbund befestigt werden, während die Glasfaser an einem
Brillengestell zum Auge geführt wird, siehe hierzu Abbildung 4.11
am Ende dieses Kapitels.
4.2 Übertragungsmedium
Der Glasfaserausgang bildet den Startpunkt der im Folgenden
beschriebenen optischen Übertragungsstrecke. Der Endpunkt wird
bestimmt durch den Energieempfänger, platziert unter der Netzhaut.
Ziel ist die Dimensionierung eines miniaturisierbaren optischen
Linsensystems, welches die aus der Glasfaser austretende optische
62
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
Leistung auf den Energieempfänger im Auge abbildet. Außerdem soll
das am Faserende vorherrschende gaußförmige Intensitätsprofil
durch die Optik homogenisiert werden.
Abbildung
4.3: Simulation des optischen Strahlverlaufs im
menschlichen Auge bei einer Wellenlänge
= 850
nm mittels ZEMAX
®
Ray-Tracing. a) Längsschnitt
durch das simulierte 3d-Modell, b) Profil der
relativen Bestrahlungsstärke auf der Retina, c)
Relative Bestrahlungsstärke auf der Retina als
Längsschnitt durch das in b) gezeigte Profil.
Mit Hilfe der Software ZEMAX
®
, einem kommerziellen Strahl-
verfolgungssystem (ray-tracing) zur Simulation refraktiver und dif-
fraktiver optischer Systeme, wurde ein Modell des menschlichen
Auges erstellt unter Zuhilfenahme der in [27] beschriebenen opti-
schen Parameter. In einem iterativen Verfahren wurde nun ein Lin-
sensystem entworfen und simuliert, mit den in Abbildung 4.3
gezeigten Ergebnissen. Auf der Retina bildet sich ein relatives Be-
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
63
strahlungsstärkeprofil aus, dessen FWHM
14
-Durchmesser 1,436 mm
beträgt bei einem im Vergleich zum ursprünglich gauß'schen Profil
homogenen Verlauf.
Beim Entwurf der Linsenoptik ist die Größe des Strahldurchmessers
auf der Retina an die Abmessungen des optoelektronischen
Energieempfängers angepasst worden, dessen Entwicklung, Reali-
sierung und Charakterisierung nun im nächsten Abschnitt behandelt
wird.
4.3 Optoelektronischer Energieempfänger
Photovoltaische Zellen
15
finden als optoelektronische Leistungskon-
verter auf vielfältige Weise ihre Anwendung. In den meisten Fällen
handelt es sich um Solarzellen, die den autarken Betrieb elektrischer
Verbraucher unabhängig von einer vorhandenen Infrastruktur
(kabelgebundenes Stromnetz, Batterie) gewährleisten. Auch bei
Spezialanwendungen, bei denen keine stromführenden metallischen
Leitungen vorhanden sein dürfen (in der EMV-Messtechnik [E14]
oder in explosionsgefährdeten Bereichen) gewinnt die optoelektro-
nische Energieversorgung zunehmend an Bedeutung. Im ameri-
kanischen Retina-Implant-Projekt (vergleichbar mit dem deutschen
EPI-RET-Ansatz) werden ebenfalls photovoltaische Zellen zur Ener-
gieversorgung des Implantats eingesetzt [58], [92]. Allerdings
bestehen die Zellen dort aus Silizium, einem Halbleiter mit indirekter
Bandstruktur, was gegenüber direkten Halbleitern wie z. B. GaAs
den Nachteil eines von Natur aus schlechteren Konversionswirkungs-
grades hat. Dies liegt darin begründet, dass bei indirekten Halb-
leitern der Absorptionskoeffizient für Energien oberhalb der Band-
kante nicht so steil ansteigt, wie dies bei direkten Halbleitern der Fall
ist. Somit ist bei gleicher Wellenlänge die Wahrscheinlichkeit einer
Photonenabsorption deutlich geringer. Aus diesen Gründen wurde
14
FWHM Full width at half maximum, engl. für volle Breite bei halber Höhe.
15
Der Begriff "photovoltaische Zelle" bezeichnet ein Halbleiterbauelement, das eine
einfallende optische Leistung in eine elektrische Ausgangsleistung konvertiert, und zwar
unabhängig von den spektralen Eigenschaften der eingestrahlten optischen Leistung. Der
Begriff "Solarzelle" impliziert hingegen die Verwendung von Sonnenlicht (oder weißem
Licht) als optische Eingangsgröße.
64
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
für die PVZ-Entwicklung innerhalb dieser Arbeit eine Halbleiter-
schichtstruktur im direkten GaAs-System nach [86] ausgewählt und
angepasst. Die Halbleiterschichten wurden mittels Molekularstrahl-
epitaxie (Molecular Beam Epitaxy MBE) hergestellt
16
. Als Dotier-
stoffe dienen Silizium für die n-Dotierung und Beryllium für die p-
Dotierung. Die verwendete Schichtstruktur für die realisierten
Energieempfänger ist in Abbildung 4.4 dargestellt.
Abbildung 4.4: Schichtstruktur der verwendeten photovoltaischen
Zellen auf GaAs-Substrat.
Unter Anwendung von CAD-Techniken wurden zwei verschiedene
Varianten kreisrunder Zellen gestaltet: Eine Variante bestehend aus
der Serienschaltung von zwei Zellen, und eine, die aus drei in Serie
geschalteten Zellen besteht. Mittels Standard-Photolithographie, Ätz-
technik und Metallisierungstechnik wurden in der fachgebietseigenen
Reinraumtechnologie die in Abbildung 4.5 gezeigten Chips herge-
stellt. Die Abmessungen von 1,7 mm x 1,5 mm wurden aus implan-
tationstechnischer Sicht von den medizinischen Partnern als Maxi-
mum vorgegeben.
16
Die Fertigung erfolgte im Rahmen eines Unterauftrags am Fraunhofer Institut für
Angewandte Festkörperphysik (IAF) in Freiburg.
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
65
(a)
(b)
Abbildung 4.5: Realisierte Arrays aus photovoltaischen Zellen zur
Energieversorgung eines subretinalen Netzhaut-
implantates, bestehend aus einer Serienschaltung
von (a) zwei und (b) drei Einzelzellen.
4.4 Messergebnisse
Zur Charakterisierung wird der in Abbildung 4.6 gezeigte Mess-
aufbau verwendet. Die von der Laserdiode SPL 2F85 ausgesandte
Infrarotstrahlung gelangt über eine faseroptische Zuleitung und eine
Mikrooptik in eines der beiden Okulare einer Stereolupe (Binokular).
Dort wird sie mittels der abbildenden Optik der Stereolupe senkrecht
auf die zu untersuchende Probe fokussiert. Über die Zoom-
Einstellung an der Stereolupe kann der Strahldurchmesser zwischen
1 mm und mehreren Zentimetern variiert werden. Das rückreflek-
tierte Infrarotlicht wird mit Hilfe eines Kamerasystems detektiert und
liefert ein Bild der Probe, wie in Abbildung 4.6 auf dem mittleren Mo-
nitor zu sehen ist.
66
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
Abbildung
4.6: Realisierter Messaufbau zur optoelektronischen
Charakterisierung der hergestellten photovolta-
ischen Zellen.
Die elektrische Kontaktierung der Probe erfolgt über Probernadeln,
welche durch Mikromanipulatoren sehr genau positioniert werden
können. Angeschlossen sind die Probernadeln an einen Kennlinien-
schreiber (Sourcemeter Modell 2400 der Firma Keithley), mit dessen
Hilfe computerunterstützt Strom-Spannungs-Kennlinien aufgenom-
men werden. Als ein Ergebnis dieser Messungen ist beispielhaft in
Abbildung 4.7 der Photostrom über der Spannung für verschiedene
einfallende optische Leistungen aufgetragen.
Faseroptische
Zuleitung und
Mikrooptik
PVZ-Array
Mikromanipulatoren
mit Probernadeln
Zum Sourcemeter
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
67
Abbildung 4.7: Gemessener Photostrom I
PVZ
in Abhängigkeit von
der Spannung U
PVZ
für verschiedene einfallende op-
tische Leistungen für ein 3-Zellen PVZ-Array.
Aus dieser Kurvenschar lässt sich die in Abbildung 4.8 gezeigte
elektrische Ausgangsleistung in Abhängigkeit von der einfallenden
optischen Leistung berechnen. Aus der so gewonnenen unteren
Kurve wiederum kann der Leistungswirkungsgrad bestimmt werden
(obere Kurve).
68
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
Abbildung 4.8: Gemessene elektrische Ausgangsleistung P
el
in Ab-
hängigkeit von der einfallenden optischen Leistung
P
opt
(untere Kurve) sowie der daraus berechnete
Leistungswirkungsgrad
(obere Kurve) für PVZ mit
drei Zellen in Serienschaltung.
Es ergibt sich für die PVZ mit drei Zellen in Serienschaltung ein
maximaler Leistungswirkungsgrad von 0,224 (entspricht 22,4 %).
Wie in Abbildung 4.5 zu erkennen ist, nimmt bei gleicher aktiver
Fläche die Metallisierung bei den 3er-PVZ einen höheren Anteil ein
als bei den 2er-PVZ. Dies und der größere Serienwiderstand bei den
3er-PVZ führen dazu, dass der Gesamtleistungswirkungsgrad
geringer ausfällt als bei den 2er-PVZ. Aus der Charakteristik für die
Zelle PVZ32 lässt sich gemäß Abbildung 4.9 der Bestwert für
=
0,351 bei U
PVZ
= 1,87 V und I
PVZ
= 1.75 mA ablesen.
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
69
Abbildung 4.9: Gemessener Photostrom I
PVZ
in Abhängigkeit von
der Spannung U
PVZ
für verschiedene 2er-PVZ bei
fester einfallender optischer Leistung P
opt
.
Anschließend werden auf Grund der besseren Effizienz die 2er-PVZ
in Kooperation mit dem NMI
17
auf eine Dicke von ca. 80 µm gedünnt
und auf flexible Polyimidbändchen aufgeklebt. Die elektrische Kon-
taktierung der im Polyimid integrierten Leiterstrukturen erfolgt mit
Hilfe von Leitsilber, das über ein Dispenser-System aufgebracht
wird. Die Verkapselung der PVZ erfolgt anschließend mit Silikon.
Abbildung 4.10 zeigt je ein Photo des realisierten Implantats in der
Aufsicht (a) und von der Seite (b).
17
Naturwissenschaftliches und Medizinisches Institut an der Universität Tübingen in
Reutlingen. Herrn Dr. W. Nisch sei hiermit ausdrücklich für die durchgeführten Arbeiten
gedankt.
70
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
Abbildung 4.10: (a) Aufsicht und (b) Seitenansicht eines IR-Implan-
tats mit GaAs-Photoempfängern und Silikonkap-
selung, Länge 6,5 mm, Breite 2mm, max. Gesamt-
dicke 120 µm.
Zum Abschluss diese Kapitels ist in Abbildung 4.11 eine Vision zur
Realisierung des kompletten Systems gezeigt. Die Infrarotleistung
der an einem Gürtel zu tragenden Laserdiode mit Batterieversorgung
wird über eine optische Faser im Brillengestell ans Auge geführt.
Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat
71
Abbildung 4.11: Realisierungsvorschlag zur optischen Verbindungs-
technik bei der Energieversorgung zukünftiger re-
tinaler Netzhautimplantate.
Mit Hilfe einer geeigneten Mikrooptik und eines Scanner-Spiegels,
der Augendrehbewegungen ausgleicht, wird das subretinal fixierte
Implantat drahtlos mit Energie versorgt. Durch den in der Mikrooptik
integrierten Strahlhomogenisierer und die Autofokuseinheit wird
dafür gesorgt, dass die Bestrahlungsstärke auf der Netzhaut stets
unterhalb 300 mW/cm² bleibt. Somit wird eine zu große thermische
Belastung gemäß Kapitel 3.2 ausgeschlossen.
Das sich nun anschließende Kapitel dieser Arbeit beinhaltet als ein
weiteres innovatives Szenario in der Augenheilkunde, den Einsatz
von optoelektronischer Displaytechnik in einem implantierbaren bild-
gebenden Mikrosystem.
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
73
5 LED-basiertes Miniaturdisplay für eine
intraokulare Sehhilfe
Basierend auf den zuvor im Kapitel 3.3 abgeschätzten Parametern
soll nun die Realisierung eines LED-basierten Miniaturdisplays im
Detail behandelt werden. Dies umfasst zum einen die Auswahl eines
geeigneten Halbleitermaterialsystems und die daraus resultierende
technologische Realisierung des LED-Arrays. Zum anderen wird die
Entwicklung einer Ansteuerelektronik in CMOS-Technik behandelt
und die hybride Integration von LED-Array und CMOS-Treiber-
schaltung vorgestellt.
5.1 LED-Array im GaAsP/GaP-Materialsystem
Bei der Herstellung von halbleiterbasierten Leuchtdioden unter-
scheidet man heute zwei wichtige Gruppen:
Verbindungshalbleiter aus der zweiten und sechsten Gruppe
des Periodensystems, die sogenannten II/VI-Halbleiter (z.B.
ZnSe, ZnTe, MgSe), und
Verbindungshalbleiter aus der dritten und fünften Gruppe des
Periodensystems, die sogenannten III/V-Halbleiter (z.B. GaP,
GaN, GaAs, InP).
Während sich die II/VI-basierten Leuchtdioden noch größtenteils im
Stadium der Grundlagenforschung befinden, haben sich die III/V-
LEDs auf der Basis von GaAs, InP sowie GaP seit mehr als 30 Jahren
kommerziell etabliert. Aber auch die relativ jungen Nitrid-LEDs
konnten sich inzwischen nicht zuletzt wegen ihrer vergleichsweise
hohen Effizienz von mehr als 20 lm/W am Markt platzieren. Im
Vergleich dazu erreichen Leuchtdioden auf der Basis von GaP
beispielsweise Effizienzen von etwa 1 lm/W.
Bei der Auswahl eines geeigneten Materialsystems zur Realisierung
eines hybrid integrierten LED-Arrays kommen neben der Effizienz
auch andere Gesichtspunkte in Betracht. So sollte die Emissions-
wellenlänge im sichtbaren Bereich des optischen Spektrums,
74
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
möglichst zwischen 550 nm und 600 nm, liegen. Im grünen Bereich
(um 550 nm) ist die Empfindlichkeit des menschlichen Auges am
größten, siehe Abbildung 3.10, während im orangenen ein verbes-
sertes Kontrastsehen möglich ist. Bedingt durch die Aufbau- und
Verbindungstechnik bei der Montage von LED-Array und CMOS-
Treiberschaltung erfolgt die Lichtemission durch das LED-Substrat.
Daraus ergibt sich die Forderung, dass das verwendete Substrat
transparent für die emittierte Wellenlänge sein muss. Abbildung 5.1
zeigt hierzu die Bandlücke verschiedener Verbindungshalbleiter als
Funktion der Gitterkonstante.
Abbildung 5.1: Bandlücke und Emissionswellenlänge verschiedener
Verbindungshalbleiter als Funktion der Gitter-
konstante.
Da die Bandlücken von GaAs und InP im Infraroten liegen, scheiden
diese als Substratmaterial aus. Al
2
O
3
- oder SiC-Subtrate für Nitrid-
basierte LED-Strukturen sind zwar im gewünschten Wellenlängen-
bereich transparent, bilden jedoch auf Grund ihrer Inertheit
gegenüber nasschemischen Ätztechniken nicht die erste Wahl. GaP-
Substrat erfüllt die Voraussetzung optischer Transparenz in
besagtem Wellenlängenbereich, bietet zudem die Möglichkeit,
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
75
GaAs
1-x
P
x
-Schichten gitterverspannt aufzuwachsen und ist ein
geeignetes Materialsystem für die Anwendung nasschemischer Ätz-
techniken zur vertikalen Strukturierung. Dies bedeutet auch, dass
die Möglichkeit besteht, Mikrolinsen direkt in das Substratmaterial zu
integrieren. Aus diesen Überlegungen heraus wurde GaAsP auf GaP
als Materialsystem für die Herstellung eines LED-basierten Miniatur-
displays ausgewählt.
Abbildung 5.2 zeigt in schematischer Form die verwendete
Halbleiterschichtstruktur sowie einen Teil des daraus realisierten
Arrays einschließlich der Metallisierung. Mittels metallorganischer
Gasphasenepitaxie (MOCVD) werden GaAs
1-x
P
x
-Schichten mit
steigender Phosphorkonzentration und zusätzlicher Stickstoff-
dotierung gitterverspannt auf das n-dotierte GaP-Substrat aufge-
wachsen. Eine abschließende ganzflächige p-Dotierung mit Zink
bildet den Abschluss der eigentlichen Waferherstellung
18
.
Abbildung 5.2: Realisierte LED-Array-Struktur im GaAsP/GaP-
Materialsystem.
5.2 Herstellung des Arrays
Im folgenden werden nun die technologischen Maßnahmen zur
Strukturierung und Metallisierung der LED-Schichten beschrieben. In
18
Die Epitaxie der beschriebenen Schichtstruktur erfolgte bei der Firma
Temic/Telefunken in Heilbronn. Den Herren Dr. Sixt Dr. Feuerstein sowie deren Team sei
hierfür recht herzlich gedankt.
76
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
einem ersten Schritt wird die Unterseite des Wafers poliert.
Hierdurch wird eine planare Oberfläche hoher Qualität erzeugt, aus
der das Licht der einzelnen LEDs austreten kann. Zwei
Photolithographiemasken werden benutzt, um die Ober- bzw. die
Unterseite des Wafers zu strukturieren. Die Maske MLED1 zur
Realisierung der Array-Struktur auf der Waferoberseite besteht auf
einer Anordnung von quadratischen Elementen zu einem 8 x 8-
Raster, wobei die Kantenlänge der einzelnen Elemente je 100µm
beträgt und sich ein Abstand von 200µm von der Mitte eines
Elements zur Mitte des Nachbarelements ergibt. Durch die
Festlegung dieser Geometriedaten ergibt sich direkt die Pixelgröße
der einzelnen LEDs in dem Array, da die beschriebenen Flächen als
Metallisierung für den p-Kontakt verwendet werden. Die Maske
MLED2 zur Realisierung des gemeinsamen n-Kontaktes auf der
Waferunterseite besteht aus einem Rechteck, dessen Abmessung
200µm x 1500µm beträgt.
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
77
Abbildung 5.3: Photolithographieschritte zur Strukturierung und
Metallisierung des 8 x 8-LED-Arrays, Details siehe
Text.
Unter Anwendung von Standard-Positiv-Photolithographie wird
zunächst die Waferoberseite belackt, mit der Maske MLED1 belichtet
und anschließend entwickelt. Die Metallisierungsschichtfolge von
30nm Zink (Zn), 10nm Nickel (Ni) und 300nm Gold (Au) wird in
einem thermischen Verdampfungsprozess aufgebracht und im
Anschluss daran der Photolack mit Aceton abgelöst (Lift-Off-
Prozess).
Die gleiche Prozedur wird nun für die Waferunterseite mit der Maske
MLED2 durchgeführt, wobei hier die Metallisierungsschichten in der
Reihenfolge 30nm Germanium (Ge), 10nm Nickel (Ni) und 300nm
Gold (Au) aufgedampft werden. Im Ofen werden n- und p-Kontakt
nun für 150 Sekunden bei 580°C einlegiert. Anschließend wird die
Waferunterseite mit Photolack auf einen Glasträger aufgeklebt und
78
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
in verdünnter Schwefelsäure H
2
SO
4
:H
2
O
2
:H
2
O (8:1:1) für 20 Minuten
bei einer Temperatur von 40°C geätzt. Hierdurch wird sichergestellt,
dass zwischen den einzelnen Leuchtdioden ein Gitter aus Ätzgräben
entsteht, das zu einer galvanischen Trennung im p
+
-Gebiet führt.
Jede LED besitzt somit einen eigenen Anodenanschluss, während
das n-dotierte Substrat die gemeinsame Kathode bildet. Ab-
schließend wird die Probe mit Aceton vom Glasträger gelöst. Mit ent-
sprechendem Werkzeug wird die Waferoberseite derart geritzt und
gespalten, dass Chips mit einer Fläche von etwa 1,8mm x 2mm
entstehen, auf denen 64 einzelne LEDs untergebracht sind, siehe
Abbildung 5.4.
Abbildung 5.4: Chipphoto des realisierten 8 x 8-LED-Arrays (Blick
auf die Anodenstruktur). Der am rechten Bildrand
sichtbare schwarze Balken entsteht durch den
rückseitig aufgebrachten Metallkontakt (Kathode).
Die Chipfläche beträgt ca. 2 mm x 1,8 mm.
5.3 CMOS-Treiberschaltung
Zur Ansteuerung der einzelnen Leuchtdioden innerhalb des 8 x 8-
Arrays wird eine spezielle Treiberschaltung benötigt, deren Ent-
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
79
wicklung und Realisierung
19
Inhalt dieses Abschnitts ist. Bevor nun
das Schaltungskonzept vorgestellt und diskutiert wird, sollen zu-
nächst die Anforderungen an die Schaltung kurz genannt werden.
Die Signale zur Adressierung der einzelnen Leuchtdioden
(Zeilen- und Spaltenwahl) sollen einen TTL
20
-kompatiblen Pegel
besitzen.
Als Eingangsgröße soll ein variabler Strom dienen, welcher
innerhalb der CMOS-Schaltung um einen festen Faktor ver-
stärkt und den einzelnen Leuchtdioden eingeprägt wird.
Jede LED-Ansteuerungszelle soll den ihr eingeprägten und
verstärkten Strom zumindest für die Zeit eines kompletten
Bildaufbaus selbständig halten können (sample and hold), um
einen flimmerfreien Bildaufbau zu garantieren.
Diese Punkte wurden bei dem in Abbildung 5.5 dargestellten
Schaltungskonzept umgesetzt, wobei sich die Gesamtschaltung aus
3 Teilen zusammensetzt: a) zwei Adressmultiplexern zur Spalten-
und Zeilenselektion X bzw. Y im Array, b) einem Stromspiegel zur
Einstellung der Verstärkung des Eingansstromes i
in
, und c) 64
einzelnen LED-Treibern "Pixel", an die jeweils eine Leuchtdiode
angeschlossen wird. Neben den Anschlüssen für die Versorgungs-
spannung V
dd
und dem gemeinsamen Bezugspotenzial V
ss
besitzt die
Schaltung noch die Stromeingänge i
in
und i
zero
sowie die bereits
erwähnten Adressmultiplexer X und Y. Die Zahlen an den dick
gezeichneten Leitungen beschreiben jeweils die tatsächliche Anzahl
der verwendeten Leiterbahnen.
19
Die Herstellung der CMOS-Elektronik erfolgte als Multi-Projekt-Chip im Fraunhofer-
Institut IMS in Duisburg. In diesem Zusammenhang sei Herrn Professor Hosticka, Herrn
Dipl.-Ing. Brockherde sowie Herrn Dr. Klinke für ihre Unterstützung recht herzlich ge-
dankt.
20
TTL Abkürzung für Transitor-Transistor-Logik
80
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
Abbildung 5.5: Schaltungskonzept des LED-Treibers.
Die Ströme i
in
und i
zero
dienen zur Generation des LED-Ausgangs-
stroms im Pixel i
out
, dessen Größe über den Stromspiegel definiert
wird. Der Feldeffekttransistor (FET) T2 ist als Diode geschaltet und
dient zur Einstellung einer festen Stromverstärkung auf Faktor 10
für den LED-Treiber. Dies erfolgt durch die Wahl eines Gate-
weitenverhältnisses von 10:1 im Ausgangstreiber-FET T7 (siehe
Pixel) und Steuer-FET T2 (siehe Stromspiegel). Der Transistor T1 im
Stromspiegel ist für die Abführung der Restladung bei abgeschal-
tetem Steuerstrom i
in
vorgesehen und schließt für den Fall i
zero
0
den FET T2 kurz.
Die Selektion der anzusteuernden Leuchtdiode erfolgt über drei
Spaltenadressen X und drei Zeilenadressen Y im Binärcode. Dieser
Code wird in den zwei Demultiplexern in Adressen für Spalte und
Zeile umgewandelt. Die jeweils aktivierten Adressleitungen x
out
und
y
out
führen im Schaltungsteil Pixel zum Durchschalten der entspre-
chenden zwei komplementären Schaltstufen. Dadurch wird nur der
ausgewählte Ausgangstransistor T7 vom Steuerstrom i
in
beeinflusst.
Bei der 64-fach vorhandenen Pixel-Auswahlschaltung bilden die FETs
T3 bis T6 die komplementären Schaltstufen (transmission gates),
wobei diese sowohl direkt als auch über die Inverter I1 und I2
angesteuert werden. Der Kondensator C1 wird bei der Selektion des
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
81
jeweiligen Ausgangs auf einen dem Steuerstrom proportionalen
Spannungswert aufgeladen. Dadurch wird der Ausgangsstrom von
Transistor T7 bis zu einer erneuten Adressierung des Ausgangs
konstant gehalten.
Aus diesem Schaltungskonzept ergibt sich das in Abbildung 5.6
gezeigte Layout für den integrierten Silizium-Chip. Den weitaus
größten Teil der gesamten Chip-Fläche von A
Si-Chip
= 4,32mm²
nimmt auf der linken Seite das Array, bestehend aus 64 einzelnen
Pixel-Treibern, in Anspruch. Rechts daneben sind die Zuleitung von
V
dd
sowie der Stromspiegel und die Adress-Demultiplexer zu sehen.
Abbildung 5.6: Layout der LED-Treiberschaltung.
Da der beschriebene Schaltkreis in CMOS-Technologie ausgeführt
wird, ist er nicht auf eine bestimmte Versorgungsspannung
festgelegt. Die Adressierung der Leuchtdioden erfolgt jedoch nach
Vorgabe mit einem TTL-Pegel von 0V oder 5V. Deshalb wird eine
Betriebsspannung des IC von 5V gewählt, woraus sich für V
dd
= 5V
und V
ss
= 0V ergibt. Die sich an das CAD der Schaltung an-
schließende Chipfertigung im FhG-IMS liefert als Resultat den in
Abbildung 5.7 dargestellten CMOS-Schaltkreis.
82
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
Abbildung 5.7: Chipphoto der in CMOS-Technologie realisierten
LED-Treiberschaltung (Aufsicht). Die Chipfläche
beträgt ca. 2,4 mm x 1,8 mm.
Die zum elektrischen und mechanischen Anschluss des LED-Arrays
an die CMOS-Treiberschaltung benötigte Aufbau- und Verbindungs-
technik ist Inhalt des nächsten Abschnitts. Hier werden auch die
Ergebnisse zu Messungen an den realisierten Einzelkomponenten
vorgestellt.
5.4 Messergebnisse
Nach der technologischen Realisierung des LED-Arrays sind Mes-
sungen zur Charakterisierung der elektrischen und optischen Eigen-
schaften durchzuführen. Abbildung 5.8 zeigt hierzu das LED-Array
beim elektrischen Funktionstest. Hierzu wurden Kathode und Anode
einer einzelnen LED mit Messspitzen aus Wolframkarbid elektrisch
kontaktiert und eine Spannung von 3V angelegt. Am unteren
Bildrand ist ein Teil des rechteckigen Kathoden-Metallkontaktes mit
aufgesetzter Messspitze zu sehen. Die leuchtende Diode wird von
unten mit einer weiteren Messspitze kontaktiert.
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
83
Abbildung 5.8: Chipphoto des realisierten LED-Arrays beim Test
der einzelnen Leuchtdioden (Blick auf die Substrat-
seite, Details siehe Text).
Zur Bestimmung der Homogenität der Diodenstromverteilung im
Array bei fest vorgegebener Spannung V
dd
wurden sämtliche 64
Leuchtdioden mit Hilfe der oben beschriebenen Kontaktierungs-
technik charakterisiert.
Abbildung 5.9: Messung der Stromeinprägung über das gesamte
8 x 8 Array bei vorgegebener Spannung V
dd
= 3 V.
84
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
Bei fest vorgegebener Diodenspannung V
dd
= 3V ergibt sich die in
Abbildung 5.9 dargestellte Verteilung des Diodenstromes I über dem
gesamten Array. Für den eingeprägten Strom resultiert ein Wert von
I = 8,4 mA ± 0,4 mA. Dies entspricht einer Abweichung von weniger
als 5%. Hierbei handelt es sich um Messergebnisse, die den ersten
Funktionstest des LED-Arrays dokumentieren. Für ein implan-
tierbares System ergeben sich deutlich geringere Ströme (siehe
Tabelle 3.2 auf Seite 55). Bei einer angenommenen elektrischen
Verlustleistung von 20 mW lässt sich für ein in Silikon gekapseltes
LED-Displaysystem die Temperaturerhöhung zu 0,11°C < T <
0,71°C abschätzen. Der obere Temperaturwert ergibt sich unter
Berücksichtigung des Gesamtwärmewiderstandes (Silizim-Chip, LED-
Array, Silikonkapselung) R
ges
= 35K/W und einer angenommenen
Heizleistung von 20 mW
21
. Der untere Temperaturwert ist bedingt
durch die Umspülung des Implantates durch Kammerwassers im
Auge. Zusätzlich zur normalen Wärmeleitung ist hier noch die
Konvektion berücksichtigt worden. Hieraus ergibt sich, dass nicht
mit einer Schädigung des Gewebes durch Wärmebelastung zu
rechnen ist. Diese These bestätigen auch erste tierexperimentelle
Untersuchungen, die an der Universitäts-Augenklinik Köln intra-
okular bei elektrischen Verlustleistungen von 100 mW durchgeführt
wurden.
Die hochfrequente Lichtmodulation der einzelnen LEDs im Array
wurde im Rahmen dieser Arbeit nicht näher untersucht, da das
primäre Ziel die Pilotentwicklung eines bildgebenden Systems mit
Wiederholraten von maximal 100 s
-1
war. Auf Grund des verwen-
deten Materialsystems und der geometrischen Abmessungen der
LEDs ist eine 3dB-Frequenz im Megaherzbereich zu erwarten.
Hierdurch ergeben sich alternative Anwendungsmöglichkeiten, z.B.
der Einsatz als parallel arbeitender Signalprozessor in integrierten
optoelektronischen neuronalen Netzwerken.
Das statische und dynamische Verhalten der CMOS-Treiberschaltung
soll im Folgenden behandelt werden. Hierzu werden zunächst
Anstiegs- und Abfallzeit des CMOS-Treibers für einen Pixel mit Hilfe
21
Hier wurde zur Abschätzung des oberen Temperaturwertes (worst case scenario)
angenommen, dass die elektrische Leistung zu 100% in Wärme umgewandelt wird.
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
85
des in Abbildung 5.10 gezeigten Aufbaus und der sich daraus erge-
benden Spannungsverläufe am Ein- und Ausgang bestimmt.
Abbildung 5.10: Messung der Anstiegs- und Abfallzeit eines Pixels
der CMOS-Treiberschaltung.
Mittels der Gleichung (5.1) kann nun die 3dB-Grenzfrequenz des
Ausgangsstromes bestimmt werden.
r
dB
t
f
=
2
9
ln
3
(5.1)
Es ergibt sich ein Wert von
MHz.
45
,
1
,
3
=
CMOS
dB
f
Im Hinblick auf eine spätere Ansteuerung der Schaltung mittels
eines Computers wird nun untersucht, ob sich bei Spannungs-
einprägung ein linearer Verlauf des resultierenden, in die CMOS-
Schaltung fließenden Stroms i
in
ergibt. Fast alle für den Laboreinsatz
erhältlichen PC-basierten D/A-Konverter-Karten besitzen als
Ausgang eine Analogspannungsquelle und keine Stromquelle.
Abbildung 5.11 zeigt anhand der roten Kurve deutlich den
gemessenen nichtlinearen Zusammenhang zwischen Strom und
Spannung speziell im Bereich kleiner Ströme.
86
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
Abbildung 5.11: Messung des Eingangsstromes i
in
eines Pixels der
CMOS-Treiberschaltung in Abhängigkeit von der
Spannung U
in
mit bzw. ohne Interface-Schaltung.
Aus diesem Grund wurde eine einfache Interfaceschaltung zur
Linearisierung der Kennlinie aufgebaut. Es handelt sich um die in
Abbildung 5.12 gezeigte spannungsgesteuerte Stromquelle, die
gemäß [84] für kleine Lastwiderstände R ein lineares Verhalten
zwischen Eingangsspannung U
in
und Strom i
in
liefert.
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
87
Abbildung 5.12: Spannungsgesteuerte Stromquelle als Interface zur
Ansteuerung der CMOS-LED-Treiberschaltung.
Als Eingangsspannungsquelle kommt eine PC-Karte zum Einsatz, die
über 16 digitale und zwei analoge Ausgänge verfügt. Sechs der 16
digitalen Ausgänge werden für die Spalten- und Zeilenselektion des
Arrays benötigt, während einer der beiden analogen Ausgänge zur
Ansteuerung der Interfaceschaltung benutzt wird. Die verwendete
Karte (CIO-DAS08-AO, Computer Boards Inc.) besitzt eine Span-
nungsauflösung von 2,44mV pro Bit. Bei einer Quantisierung des
analogen Signals auf acht Bit ergibt sich als maximale Eingangs-
spannung an der Interface-Schaltung U
in
= 2
8
x 2,44mV = 622mV.
Unter der Voraussetzung, dass der Strom i
in
maximal 1mA betragen
soll, ergibt sich für den Widerstand R ein Wert von
.
622
mA
1
mV
622
=
=
=
in
in
i
U
R
(5.2)
Das Verhalten des Stromes i
in
in Abhängigkeit der Eingangs-
spannung U
in
ist nun linear, wie die grüne Kurve in Abbildung 5.11
zeigt. Bei der Verwendung von Standard-Bauelementen (Operations-
verstärker: LM 741, Feldeffekttransistor: BF 245) für die Interface-
88
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
Schaltung ergibt sich nun eine 3dB-Grenzfrequenz des Gesamt-
systems von
kHz.
96
,
3
=
ges
dB
f
Mit Hilfe eines PCs werden nun die digitalen und analogen Ausgänge
der CIO-DAS08-AO programmiert. Es ergibt sich das in Abbildung
5.13 gezeigte Schema des gesamten Ansteuerungssystems. Der
Eingangsstrom von jedem Pixel kann nun linear zwischen 0 mA und
1 mA in 256 Stufen eingestellt werden.
Abbildung 5.13: Schema des Gesamtsystems zur Ansteuerung der
integrierten CMOS-LED-Treiberschaltung.
5.5 Aufbau- und Verbindungstechnik
Der nächste Schritt besteht nun in der Anwendung einer geeigneten
Aufbau- und Verbindungstechnik zur hybriden Integration von LED-
Array und CMOS-Treiberschaltung. Hierzu bietet sich die sogenannte
Flip-Chip-Technik [41], [88] an, die im Rahmen zahlreicher Arbeiten
ihre Leistungsfähigkeit bereits unter Beweis gestellt hat.
Verschiedene Materialien kommen als Bindeglied zwischen den
Bondpads der zu verbindenden Chips in Frage: Blei-Zinn-
Legierungen führen bei Temperaturen um 300°C zu einem Verlöten
der Verbindung [1]. Verwendet man Indium oder Indium-Zinn-
Legierungen als alternatives Material [77], so setzt der Lötvorgang
in Abhängigkeit der Materialkomposition bereits bei Temperaturen
deutlich unter 300°C ein. Der Nachteil dieser Löt-Verbindungs-
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
89
techniken liegt in der Tatsache, dass sich auf Aluminium-Bondpads,
wie sie z.B. im CMOS-Prozess standardmäßig hergestellt werden,
eine nicht lötfähige Oxidschicht bildet. Zur Lösung dieses Problems
wird zur Verbindung von LED-Array und CMOS-Chip die Technik der
Thermokompression unter Verwendung kleiner Goldkügelchen
(Studs, engl. für Bondnieten) als Verbindungsmetall eingesetzt. Das
Verfahren ist in Abbildung 5.14 dargestellt.
Abbildung 5.14: Aufbringen der Bondnieten mit Hilfe eines Ball-
Wedge-Bonders.
Ein Ball-Wedge-Bonder dient hier zum Aufbringen der Bondnieten.
Der verwendete Golddraht wird am unteren Ende der Bond-Kapillare
über eine Elektrode angeschmolzen. Es bildet sich eine Gold-Kugel,
deren Durchmesser durch die Dicke und die Zusammensetzung des
Bonddrahts bestimmt wird. Die Kugel (Ball) wird in einem ersten
Bond mit Druck und Ultraschall auf dem dafür vorgesehenen Pad der
CMOS-Schaltung abgesetzt. Über die Abschmelzelektrode wird nun
der Golddraht in definierter Höhe abgetrennt. Gleichzeitig wird
dadurch die nächste Goldkugel am Ende des Bonddrahtes erzeugt
und die nächste Bond-Niete kann gesetzt werden.
90
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
Nach Abschluss dieses Vorgangs wird das LED-Array auf die
präparierte Silizium-Schaltung in einem Flip-Chip-Bonder (MA 8 der
Firma Research Devices Inc.) unter Anwendung von Hitze und Druck
gebondet, siehe Abbildung 5.15. Hierdurch werden die zuvor
tropfenförmigen Bondnieten deformiert und gehen eine dauerhafte
Verbindung mit der Goldmetallisierung der Anodenanschlüsse des
LED-Arrays ein.
Abbildung 5.15: Flip-Chip-Bonding von LED-Array und CMOS-Trei-
berschaltung mittels Thermokompression.
In einem abschließenden Arbeitsschritt wird das Flip-Chip-IC auf ein
Keramik-Substrat geklebt, und es werden die Anschlüsse sowohl der
CMOS-Schaltung als auch der Masse-Kontakt des LED-Arrays mit
dem Ball-Wedge-Bonder zu den entsprechenden Anschlüssen des
Keramik-Substrats gezogen. Dieser Vorgang verbindet das Flip-Chip-
IC mit der Außenwelt. Das Resultat ist schematisch in Abbildung
5.16 gezeigt.
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
91
Abbildung 5.16: Montage des Flip-Chip-ICs auf ein Keramik-Sub-
strat, welches über Steckverbindungen mit der
Außenwelt verbunden ist.
Die bereits diskutierten Messungen an LED-Array und CMOS-LED-
Treiber zeigten die prinzipielle Funktion der Einzelkomponenten. Im
Anschluss an die Aufbau- und Verbindungstechnik
22
soll nun das
realisierte Funktionsmuster eines hybrid integrierten Minitatur-LED-
Displays vorgestellt werden. Abbildung 5.17 und Abbildung 5.18
zeigen hierzu jeweils ein Photo des realisierten Systems. Abbildung
5.17 illustriert anschaulich die Größenordnung des LED-Displays. Zu
erkennen ist das verwendete DIL-14 Keramik-Gehäuse, innerhalb
dessen sich das LED-Display befindet. In Abbildung 5.18 ist als
lichtmikroskopische Aufnahme das Innere des Keramik-Gehäuses zu
sehen. Neben der zu unterst liegenden CMOS-Schaltung sind auch
das transparente LED-Array sowie die Bonddrähte zum Keramik-
Träger erkennbar.
22
Herrn Dipl.-Phys. Püttjer danke ich für die durchgeführten Arbeiten im Rahmen der
Aufbau- und Verbindungstechnik.
92
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
Abbildung 5.17: Photo des realisierten LED-Miniaturdisplays, unter-
gebracht in einem DIL-14-Gehäuse.
Abbildung 5.18: Photo des hybrid integrierten 8 x 8-Miniaturdisplays
(Aufsicht) mit Bonddrähten zum Anschluss der
CMOS-Treiberschaltung.
LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe
93
Das Gesamtsystem wird nun mit Hilfe der in Abbildung 5.13
gezeigten PC-Ansteuerung einem abschließenden Funktionstest
unterzogen. Hierzu wird in der Programmiersprache C ein Licht-
mustergenerator programmiert, der einen Lichtbalken, bestehend
aus 2 x 8 LEDs von links nach rechts über den Miniaturbildschirm
wandern lässt. Die Ergebnisse hierzu sind in Abbildung 5.19 dar-
gestellt.
(a)
(b)
(c)
(d)
Abbildung 5.19: Momentaufnahmen während des Betriebs des LED-
Miniaturdisplays. Programmiert wurde ein von links
nach rechts wandernder Lichtbalken, (a) bis (d).
Zusammenfassung 95
6 Zusammenfassung
In den vergangenen 10 Jahren hat die Neurotechnologie, also der
Ersatz ausgefallener Funktionen des menschlichen Nervensystems
durch Informationstechnologien, merklich an Bedeutung gewonnen.
Die Ursachen hierfür liegen nicht zuletzt in dem immer weiter
fortschreitenden Wissen im medizinischen Bereich und den gewach-
senen Möglichkeiten der Mikrosystemtechnik. Insbesondere der
Einsatz optoelektronischer Technologien, d.h. die Verknüpfung von
optischer Signalübertragung und elektronischer Erzeugung und/oder
Auswertung über optoelektronische Wandler, hat innerhalb der
letzten Jahre zu einer Fülle neuartiger Ansätze in den Bereichen der
Zahnmedizin, Biosensorik, Endoskopie und Chirurgie geführt. Hierbei
werden die Vorteile faseroptischer Verbindungen ausgenutzt, wie
etwa die erzielbare hohe Ortsauflösung bei gleichzeitiger Möglichkeit
der parallelen Übertragung (hohe Kanalkapazität) und die Immunität
optischer Wellen gegenüber elektromagnetischen Störungen. Auch
freistrahloptische Verfahren, wie beispielsweise das Scanning-Laser-
Ophthalmoskop, finden hier ihre Anwendung.
Eine besondere Herausforderung stellen heute Implantate für das
Auge dar, die erblindeten Menschen in Zukunft ein gewisses Seh-
vermögen zurückgeben sollen. Es geht dabei um Krankheitsbilder,
bei denen die Photorezeptoren in der menschlichen Netzhaut dege-
nerieren und somit ihre Aufgabe als Signalempfänger nicht mehr
wahrnehmen können. Die weltweit verfolgten Ansätze lassen sich in
zwei Hauptgruppen unterteilen, einen epiretinalen Ansatz "EPI-RET"
und einen subretinalen Ansatz "SUB-RET". Bei beiden Systeme
handelt es sich um aktive Implantate, bei denen keine Batterie zu
Spannungsversorgung benutzt wird, sondern drahtlose Techniken
zur Energieversorgung eingesetzt werden. Die optoelektronische
Energieversorgung eines epiretinalen Netzhautimplantats bei gleich-
zeitiger Signalübertragung wurde bereits in den USA [58] und auch
in Deutschland [38], [E9] eindrucksvoll demonstriert. Beim SUB-
RET-System existiert bisher keine Lösung, ein möglicher Ansatz wird
innerhalb dieser Arbeit als weltweites Novum präsentiert. Hinzuge-
kommen sind in der Zwischenzeit Arbeiten an weiteren ophthalmo-
logischen Implantaten für Blinde, deren Hornhaut des Auges unfall-
96 Zusammenfassung
bedingt oder durch Krankheit getrübt ist. Hier gilt es miniaturisierte
bildgebende Verfahren einzusetzen, die in ein Implantat eingebaut
werden können. Auch hierbei wird im Rahmen dieser Dissertation
Neuland betreten.
Nach einer kurzen Einführung in das Thema im Kapitel 1 folgt das
Kapitel 2, das dem eher allgemeinen Thema Optoelektronik in der
Neurotechnologie gewidmet ist. Hier wird zum einen der Stand der
Technik bei der Verbindung zwischen biologischem Nervengewebe
und technischer Mikroelektronik dargelegt. Hierzu gehört auch die
Signalfortleitung im Körper und der transkutane Kontakt vom Im-
plantat zur Außenwelt. Zum anderen werden neuartige Forschungs-
ansätze vorgestellt, wobei hier konsequent die Vorteile optoelek-
tronischer Technologien zur Lösung bisher nicht oder nur unzu-
reichend gelöster Probleme eingesetzt werden.
Im Kapitel 3 werden die für den Einsatz in Augenimplantaten ent-
wickelten Konzepte vorgestellt und diskutiert. Im einzelnen werden
dazu 1.) die drahtlose - hier optische - Übertragung von Energie zur
Versorgung des Retina-Implantats mit elektrischer Leistung sowie
2.) die Pilotentwicklung eines LED-basierten Miniaturdisplays, das im
Rahmen des IOS-Projektes weiter erarbeitet wird, vorgestellt.
Ausgehend von den jeweiligen Systemkonzepten werden die techni-
schen und biologischen Anforderungen an die jeweiligen Mikro-
systeme diskutiert.
Ad 1.) Nach einem kurzen Überblick über die Funktionsweise reti-
naler Netzhautimplantate werden detailliert die Randbedingungen
für die Entwicklung eines freistrahloptischen Energieübertragungs-
systems für SUB-RET diskutiert. Dies schließt unter anderem die
Auswahl der verwendeten optischen Wellenlänge sowie eine Betrach-
tung der zu erwartenden Wärmebelastung auf der Netzhaut ein. Es
zeigt sich, dass zwischen zwei fundamental möglichen Schädigungs-
effekten unterschieden werden muss: Photochemische Effekte, die
bei kurzzeitiger Bestrahlung und nur im sichtbaren Bereich auf-
treten, und thermische Effekte, die bei langen Expositionszeiten
sowohl im sichtbaren als auch im infraroten Bereich vorkommen.
Zusammenfassung 97
Ad 2.) Zunächst wird kurz das IOS-System dargestellt. Dann werden
die Anforderungen hinsichtlich der zu erwartenden Beleuchtungs-
stärke durch das LED-Array untersucht. Dies schließt auch Abschät-
zungen über den elektrischen Leistungsbedarf des Displays ein. Es
zeigt sich, dass bei einem Leistungsverbrauch von unter 20 mW die
Beleuchtungsstärke des LED-Arrays im Bereich von 2 klx liegt. Das
entspricht etwa den Lichtverhältnissen bei bedecktem Himmel im
Winter. Die maximale zu erwartende Temperaturerhöhung des mit
Silikon gekapselten Displaysystems wird nach Abschätzungen unter
0,8°C liegen. Erste tierexperimentelle Untersuchungen an der Uni-
versitäts-Augenklinik in Köln zeigen zudem, dass elektrische Verlust-
leistungen von 100 mW zu keiner Schädigung des Gewebes im Auge
führen.
Kapitel 4 geht nun im Detail auf die Entwicklung eines weltweit
einzigartigen optoelektronischen Energieübertragungssystems für
ein subretinal fixiertes Netzhautimplantat ein: das Retina-Implantat
SUB-RET. Es erfolgt die Festlegung und Auswahl der extrakorporalen
Komponenten, aus denen sich der Energiesender zusammensetzt.
Verwendet wird eine fasergekoppelte Laserdiode, die im Vergleich zu
Festkörper- oder Gaslasern den Vorteil eines möglichen Batterie-
betriebs und - nicht zuletzt wegen der geringen Größe - einen
mobilen Betrieb ermöglicht. Zur Ansteuerung des Lasers wird eine
spezielle Elektronik benutzt, die eine Funktion der Laserdiode sowohl
im Dauerstrichbetrieb als auch gepulst (Pulswiederholraten zwischen
30 Hz und 1 kHz, variables Tastverhältnis) zulässt.
Die durchgeführten Simulationen des kompletten optischen Systems
vom Ausgang der Glasfaser über die benötigte Strahlformungsoptik
bis hin zum Abbildungssystem des menschlichen Auges gibt Auf-
schlüsse über Form und Profil des Laserflecks auf der Netzhaut.
Die Entwicklung, Realisierung und messtechnische Charakterisierung
von Arrays photovoltaischer Zellen (PVZ) als optoelektronische Lei-
stungskonverter schließen sich an die Simulationen der Übertra-
gungsstrecke an. Es werden kreisrunde PVZ im III/V-Halbleiter-
materialsystem hergestellt, die aus einer Serienschaltung von zwei
oder drei Zellen bestehen und somit die vom Projektpartner gefor-
98 Zusammenfassung
derte Leerlaufspannung von 2 bzw. 3 Volt liefern. Es werden Lei-
stungswirkungsgrade von bis zu 35% bei den 2er-PVZ und von mehr
als 22% bei den 3er-PVZ gemessen.
Den Abschluss von Kapitel 4 bilden der Aufbau eines ersten implan-
tierbaren Mikrosystems mit integriertem optoelektronischem Ener-
gieempfänger sowie der Ausblick auf ein zukünftiges Übertra-
gungssystem, das eine pupillenabhängige aktive Strahlnachführung
und ein Autofokussystem enthalten soll.
Kapitel 5 stellt die durchgeführten Arbeiten zur Realisierung eines
LED-basierten Miniaturdisplays vor, unter Berücksichtigung des
späteren Einsatzes in einer implantierbaren intraokularen Sehhilfe
(IOS). Zu Beginn erfolgt über die Auswahl eines geeigneten III/V-
Halbleitermaterials die technische Realisierung eines integrierten
Miniaturdisplays, das aus 64 einzeln ansteuerbaren Leuchtdioden
(LEDs) besteht. Insbesondere die mögliche Integration einer plana-
ren Mikrooptik wird durch die Wahl von GaAsP/GaP sichergestellt.
Die Emissionswellenlänge der LEDs liegt im orangenen Bereich des
optischen Spektrums bei etwa 590 nm und ist somit transparent für
das verwendete GaP-Substrat. Die Herstellung des 8 x 8-LED-Arrays
mit Hilfe von photolithografischer Techniken, Ätztechnik und
Metallisierungstechnik wird beschrieben. Die Gesamtfläche des
realisierten LED-Arrays beträgt lediglich 3,6 mm², die einzelnen
LED-Pixel sind quadratisch mit einer Kantenlänge von 100 µm [E1].
Die erfolgreiche Entwicklung einer speziellen CMOS-Treiberelektronik
für das LED-Array wird dargestellt, ebenso wie die zugehörigen
Messergebnisse und die Ankopplung an einen PC zur computerunter-
stützten Ansteuerung der einzelnen LEDs im Array.
Mit Hilfe der Flip-Chip-Technik, einer hybriden Aufbau- und Ver-
bindungstechnik, erfolgt die direkte Kopplung des LED-Arrays an die
CMOS-Treiberschaltung. Abschließende Arbeiten in diesem Kapitel
betreffen den Einbau des hybrid integrierten LED-Displays in ein IC-
Gehäuse sowie den erfolgreichen Funktionstest des realisierten Ge-
samtsystems.
Literaturverzeichnis 99
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