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

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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.

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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

APixel

m²

Fläche eines Pixels

ASi-Chip

m²

Fläche des Silizium-Chips

d

m Abstand

dPixel

m

Abstand zweier benachbarter Pixel

D

m Durchmesser

Dges

1/m

Gesamtbrechkraft von Hornhaut

und Linse

r

Relative

Dielektrizitätszahl

E

V/m

Elektrische Feldstärke

Ephot

lm/m² Beleuchtungsstärke

Erad

W/m² Bestrahlungsstärke

f

Hz Frequenz

f3dB

Hz 3dB-Grenzfrequenz

f3dB,CMOS

Hz 3dB-Grenzfrequenz

der

CMOS-

Schaltung

f3dB,ges

1/s 3dB-Grenzfrequenz

des

Gesamtsystems

fges

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

nk

Brechungsindex im Kern einer

Glasfaser

nm

Brechungsindex im Mantel einer

Glasfaser

ex

Externer

Quantenwirkungsgrad

Pel

W Elektrische

Leistung

Pel,ges

W Elektrische

Gesamtleistung

Popt

W Optische

Leistung

R

Ohm′scher Widerstand

r

m Radius,

allgemein

rB

m Biegeradius

U

V Elektrische

Spannung

V

()

Spektrale Empfindlichkeit des hell

adaptierten Auges

V′

()

Spektrale Empfindlichkeit des

dunkel adaptierten Auges

VAuge

m³

Volumen des menschlichen Auges

Vdd

V Positive

elektrische

Versorgungsspannung

Vss

V Negative

elektrische

Versorgungsspannung

x

Ortskoordinate

x

Als Indizierung: Phosphorgehalt

y

Ortskoordinate

Konstante Bezeichnung

c

0 = 2,99792 108 m/s

Vakuumlichtgeschwindigkeit

h

= 6,625 10-34 Js

Planck′sches Wirkungsquantum

---

IX

Konstante Bezeichnung

0 = 8,8544 10-12 As/Vm

Dielektrizitätskonstante

µ0 = 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

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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

Neurotechnologie1 [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.

gefördert2 werden.

(1) Das EPI-RET3-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-RET4-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.

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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 DIL5-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 31014 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 cm2 Chipfläche [65]. Die Querschnittsfläche einer

Laserstruktur kann dabei bis auf ca. 2 µm2 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. Pinzettengriff7, 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

zu

n

) derart optimiert, dass

k

m

sich solche Biegeverluste erst bei Biegeradien von

rB

< 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

(Visus8) 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

Pigmentosa9 (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 Wahrnehmung10 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

Dioptrien11 (

Dges

= 1 /

fges

= 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

chen12, 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.

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48

Optoelektronische Mikrosysteme für implantierbare Sehhilfen

EPI-RET SUB-RET

Extrakorporale Umwandlung Natürliches Umgebungslicht

von zeitabhängigen Bildinfor- wird vom implantierten

mationen der CMOS-Kamera Mikrophotodioden-Chip

in ein räumlich-zeitliches

(MPD-Array) räumlich auf-

Stimulationsmuster durch

genommen und in Form gra-

ugung

den Retina-Encoder. Über-

duierter Potenziale abge-

e

r

ze

tragung als sequenzieller

geben, wobei die Amplituden

ild

B

Bitstrom an jeweils ein

den Leuchtstärkeunter-

Element des implantierten

schieden entsprechen. Ein

Mikroelektroden-Arrays.

Takt wird von außen vorge-

geben.

g

Impulskodierte Ansteuerung Ansteuerung der Bipolar- und

n

n der Ganglienzellen.

Horizontalzellen mit

eru

e

lle

eu

graduierten Potenzialen.

st

r

Z

n

de

A

· Elektromagnetisch (in- Optoelektronisch, mittels IR-

duktiv), mittels

Laser und photovoltaischer

i

e

-

gekoppelter Spulen.

Zellen.

erg

n

r

t

r

agung

E

· Optoelektronisch,

übe

mittels IR-Laser und

photovoltaischer Zellen.

Elektromagnetisch oder opto- Natürliches, sichtbares Um-

elektronisch, Daten sind im-

gebungslicht.

pulskodiert und moduliert

r

t

r

agung

(digitaler Bitstrom).

übe

al

Sign

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 105 erhöht wird! So ergibt sich beispielsweise für die

Strahlung eines Laserpointers mit einer optischen Ausgangsleistung

von

Popt

= 1 mW und einem Strahldurchmesser von

d

1 mm² eine

Bestrahlungsstärke auf der Netzhaut von

Erad

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

Erad

=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

Erad

= 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

Ephot

100.000 lx, während sich für den Nachthimmel bei Vollmond ein

Wert von

Ephot

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

(

Ephot

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 (

Ephot

= 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

APixel

=

100 µm · 100 µm = 1·10-8m2.

Der horizontale und vertikale Abstand zweier benachbarter

Pixel beträgt von Mitte zu Mitte

dPixel

= 200 µm.

Ausgehend von der elektrischen Verlustleistung einer im Fachgebiet

Optoelektronik hergestellten einzelnen LED von

Pel

= 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

Pel,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

VAuge

= 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

Ephot

:

2

lm

P N

LED

el

E

V

phot

=

( ) 680

W

ADisplay

2

lm

P N

LED

el

=

V

()680

2

2

W

N

dPixel

lm

P

(3.1)

LED

=

V

()680

el

W 4

APixel

-6

lm

01

,

0

,

16 410 W

= 75

,

0

680

8

-

2

W

410 m

lm

Ephot

= 2091

= 091

,

2

klx (3.2)

m2

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 Personen13, 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

Vdd

= 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 FWHM14-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 Zellen15 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) hergestellt16. 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

Faseroptische

Zuleitung und

Mikrooptik

PVZ-Array

Mikromanipulatoren

mit Probernadeln

Zum Sourcemeter

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.

---

Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat

67

Abbildung 4.7: Gemessener Photostrom IPVZ in Abhängigkeit von

der Spannung UPVZ 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 Pel in Ab-

hängigkeit von der einfallenden optischen Leistung
Popt (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

UPVZ

= 1,87 V und

IPVZ

= 1.75 mA ablesen.

---

Optoelektronische Energieübertragung für ein Retina-Implantat

69

Abbildung 4.9: Gemessener Photostrom IPVZ in Abhängigkeit von

der Spannung UPVZ für verschiedene 2er-PVZ bei
fester einfallender optischer Leistung Popt.

Anschließend werden auf Grund der besseren Effizienz die 2er-PVZ

in Kooperation mit dem NMI17 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. Al2O3- 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

GaAs1-xPx-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 GaAs1-xPx-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 Waferherstellung18.

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 H2SO4:H2O2:H2O (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 Realisierung19 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 TTL20-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

iin

, und c) 64

einzelnen LED-Treibern "Pixel", an die jeweils eine Leuchtdiode

angeschlossen wird. Neben den Anschlüssen für die Versorgungs-

spannung

Vdd

und dem gemeinsamen Bezugspotenzial

Vss

besitzt die

Schaltung noch die Stromeingänge

iin

und

izero

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

iin

und

izero

dienen zur Generation des LED-Ausgangs-

stroms im Pixel

iout

, 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

iin

vorgesehen und schließt für den Fall

izero

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

xout

und

yout

führen im Schaltungsteil Pixel zum Durchschalten der entspre-

chenden zwei komplementären Schaltstufen. Dadurch wird nur der

ausgewählte Ausgangstransistor T7 vom Steuerstrom

iin

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

ASi-Chip

= 4,32mm²

nimmt auf der linken Seite das Array, bestehend aus 64 einzelnen

Pixel-Treibern, in Anspruch. Rechts daneben sind die Zuleitung von

Vdd

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

Vdd

= 5V

und

Vss

= 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

Vdd

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 Vdd = 3 V.

---

84

LED-basiertes Miniaturdisplay für eine intraokulare Sehhilfe

Bei fest vorgegebener Diodenspannung

Vdd

= 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)

Rges

= 35K/W und einer angenommenen

Heizleistung von 20 mW21. 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.

ln 9

f

3

=

dB

(5.1)

2

tr

Es ergibt sich ein Wert von

f dB CMOS

= ,

1 45 MHz.

3

,

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

iin

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 iin eines Pixels der

CMOS-Treiberschaltung in Abhängigkeit von der
Spannung Uin 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

Uin

und Strom

iin

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

Uin

= 28 x 2,44mV = 622mV.

Unter der Voraussetzung, dass der Strom

iin

maximal 1mA betragen

soll, ergibt sich für den Widerstand

R

ein Wert von

U

622 mV

R

=

in

=

= 622 .

(5.2)

i

1 mA

in

Das Verhalten des Stromes

iin

in Abhängigkeit der Eingangs-

spannung

Uin

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

f dB ges

= 96 kHz.

3

,

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 Verbindungstechnik22 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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