适用于人工耳蜗系统的植入刺激电路的设计

人工耳蜗是帮助传感性耳聋患者恢复听觉的一种电子装置，它把外部的声音转换为听神经需要的电刺激，将这种刺激通过植入电极刺激听觉神经，人工制造出听觉。

人工耳蜗主要由四部分构成： （１）语音处理器，按照一定的算法将声音转换成适当的电信号；（２）传输系统，用来将电信号和体内电路所需的能量从体外传送到体内；（３）植入刺激电路，用来处理体外传入的电信号并产生刺激听神经的电脉冲；（４）电极（组），用来直接刺激听觉神经。其中植入刺激电路、接收天线和电极组通过外科手术植入耳内。

植入刺激电路是人工耳蜗的核心部件，早在１８００ 年，Ａｌｅｓｓａｎｄｒｏ Ｖｏｌｔａ 在实验时发现将通电的电极插入双耳时“使头内产生轰响声”，随后会听到“一种如同粘液沸腾的声音”。此后人类便开始了对电刺激恢复听觉的研究；到１９６０ 年ＦＢＳｉｍｍｏｎｓ等人使用了一种单通道刺激系统，在耳蜗内插入一根电极，用电脉冲直接刺激听神经，使患者可以产生音调感觉；此后，受到电极阵列技术条件和无法实现小面积低功耗的植入刺激电路的限制，人工耳蜗的发展很慢；２０ 世纪８０ 年代，电极技术有了较大突破，可以在一根载体中放入４ 根或者更多的独立电极，同时集成电路的制造和设计技术也有了很大的进步，植入芯片由分立元件实现发展到专用集成电路实现，功耗和面积都得到了很大程度的降低，越来越多的人工耳蜗系统开始出现。目前三家商用的人工耳蜗系统的植入刺激电路普遍采用数模混合专用集成电路设计实现。

本文介绍一种适用于１６ 通道、电流脉冲刺激方式的人工耳蜗系统的体内刺激电路。

１ 芯片结构和功能

植入刺激电路的结构如图１ 所示。

图１ 植入刺激电路结构示意图

植入刺激电路通过接收线圈接收体外电路发射的信号，从中提取出数据和能量，并对数据解码形成相应的脉冲刺激电流刺激听神经。具体各部分的功能为：（１）接收线圈负责接收体外线圈发射的调制信号；（２）整流滤波电路对接收线圈接收到的信号进行整流、滤波，得到１２ Ｖ 的高压电源电压ＶＣＣ；（３）高压带隙基准模块产生低压降稳压器使用的１.２ Ｖ 参考电源电压Ｖｒｅｆ； （４）低压降稳压器负责产生３？３ Ｖ 的常压电源ＶＤＤ给其他常压模块供电；（５）上电复位电路负责在低压降稳压器输出到一定电位时产生复位信号，控制数字模块复位，进入工作状态；（６）数据时钟恢复模块将线圈接收到的信号进行处理，解调出数字控制模块所需的数据信号（ｄａｔａ）和时钟信号（ｃｌｋ）； （７）数字控制模块负责从数据时钟恢复模块恢复出的数据信号中提取出关于刺激电流的各种参数（刺激电极选择、刺激维持时间、刺激强度等），控制开关阵列和数模转换电路；（８）常压带隙基准源负责产生数模转换电路所需要的０？９ Ｖ 参考电压；（９）１２ 位数模转换电路根据数字控制模块提取出的刺激强度产生控制压控电流源的控制电压； （１０）压控电流源负责根据数模转换电路的控制电压产生精确的刺激电流；（１１）开关阵列根据数字控制模块提取出的电极序号选通待刺激的电极，并维持相应的刺激时间。

体内刺激电路有两个工作电压，１２ Ｖ 高压电源ＶＣＣ和３。３ Ｖ 常压电源ＶＤＤ。使用１２ Ｖ 高压电源的模块为高压模块，采用相应的高压工艺进行设计；使用常压电源的模块为常压模块，采用常压工艺进行设计。采用双电源既可以有效地降低电路功耗，又可以保证刺激的强度。

２ 关键模块电路实现

２.１ 带隙基准源

植入刺激电路中有高压和常压两个带隙基准源，二者均采用了传统的带隙结构，其核心电路如图２ 所示。通过双极型晶体管ＶＢＥ的负温度系数和不同电流密度的两个双极型晶体管的ＶＢＥ之差ΔＶＢＥ的正温度系数相加产生与温度无关的基准电压，输出电压为

其偏置电流由自偏置模块产生，运算放大器为典型的两级运放结构。常压带隙基准源要给数模转换电路提供稳定的有驱动能力的参考电位，因此在基准源的输出端根据数模转换电路的精度，等效电容，刺激速率要求设计完成了两级密勒补偿的缓冲器，用以驱动数模转换电路。

图２ 带隙基准源核心电路结构

２.２ 数字控制模块

数字控制模块是植入刺激电路中的数字部分，这部分采用有限状态机设计，在不同的状态下生成相应的控制信号。它以数据时钟模块恢复出的时钟为工作时钟，将数据时钟模块恢复出的数据进行译码，提取出刺激强度控制数模转换电路，提取出刺激维持时间、刺激电极序号控制开关阵列。本设计中使用的指令帧格式如图３ 所示，指令首位是帧起始位，然后依次是刺激模式、刺激强度、刺激脉宽、电极编号１、电极编号２、最后一位是奇偶校验位。该部分电路采用标准ＡＳＩＣ 设计流程，规模约１ ５００ 门，功耗７３０μＷ＠１０ ＭＨｚ。

图３ 指令帧格式

２.３ 数模转换电路

１２ 位数模转换电路采用分段电容结构，如图４所示。为了提高数模转换电路电容阵列的匹配性，该数模转换电路采用左右两个对称的电容阵列组成，为减小电路转换的毛刺幅度，提高线性度，高三位使用温度计编码，数模转换电路的参考电平由基准源提供。

图４ 数模转换电路

２.４ 压控电流源电路

该部分由满足数模转换电路精度和速度的运算放大器和一个高压ＮＭＯＳ 反馈管组成，具体电路如图５ 所示。运放与ＮＭＯＳ 管Ｍ１ 组成的负反馈保证电阻Ｒ （本设计中Ｒ 为外接电阻，以方便对该电路的测试以及调节刺激电流的大小）上的电压为数模转换电路的输出，从而保证流过两个电极的电流为Ｉｏｕｔ ＝ ＶＤＡＣ ／ Ｒ 以实现刺激强度随数模转换Ｓ 电路输出的变化。其中运算放大器采用两级密勒补偿结构，输入部分为ＰＭＯＳ 射级跟随器，用以实现电平移位，保证在数模转换电路输出电压很小时运放仍然正常工作。

图５ 压控电流源电路

２.５ 开关阵列电路

开关阵列结构示意图如图６ 所示。本设计中电极共有１７ 个（ＥＬ０ ～ ＥＬ１６），图中仅给出两个电极作为示意，数字控制部分通过控制如图所示的模拟开关来控制刺激电流方向，刺激维持时间以及选通电极。比如，当ＥＬＶＥｎ１ 和ＥＬＡＥｎ２ 闭合时，电流由电极ＥＬ１ 流向ＥＬ２，大小为前面压控电流源产生的由数模转换电路控制的电流，而当ＥＬＶＥｎ２ 和ＥＬＡＥｎ１ 闭合时，电流由电极ＥＬ２ 流向ＥＬ１。这样，通过开关阵列，很容易实现电极的选择，电流方向及刺激维持时间的控制。ＥＬＩｄｌｅ 开关用于短接未被选中的电极以泄放残留的不平衡电荷。

图６ 开关阵列结构示意图

３ 芯片版图实现

植入刺激电路为一数模混合电路，０？３５μｍ工艺流片，芯片总面积为９ ｍｍ２，数字模块、高压模块、常压模块均单独供电，共使用７７ 个ＰＡＤ （３７个高压ＰＡＤ，４０ 个常压ＰＡＤ）。为保证能够测量各个组成电路的性能，各个模块间除了必要的连接外均相互独立，并且各个模块都有独立的测试ＰＡＤ，具体版图如图７ 所示。

图７ 版图实现

４ 测试结果

因为电路的ＰＡＤ 数目比较多，同时各个模块都留有单独的测试ＰＡＤ，所以首先单独封装测试了各个组成模块的性能，然后在此基础上进行了完整功能的测试。带隙基准源电路输出稳定的１？２２２ Ｖ电压，基准的平均偏差（５ 片）为０？０８２％，片间偏差最大为０？８２％，电压调整率为１？８３８ ｍＶ ／ Ｖ。数字控制模块、数模转换电路、压控电流源均正常工作，芯片整体工作正常，图５ 中电阻Ｒ 上的电压测试波形变化如图８ 所示，刺激脉宽为５０μｓ，在电极间负载为１ ５００ Ω时最大输出刺激电流为２ ｍＡ，每通道刺激频率最高可达９３０ 脉冲／ ｓ。

图８ 测试电极上电压输出

６ 结论

本文设计了一种专用于１６ 通道、电流脉冲刺激方式的人工耳蜗体内刺激电路，通过测试表明该芯片的各个组成部分均可以正常工作，指标满足设计的要求。该芯片可以产生１６ 通道的双相刺激电流，电流大小２μＡ～ ２ ｍＡ 分１ ０２４ 级可调，无电流刺激时电极通过开关ＥＬＩｄｌｅ 短接以泄放电极上的不平衡电荷，提高刺激的安全性。同时芯片具有一定的数据检错能力，当数据奇偶校验错误时，会放弃当前接受到的数据，继续进行下一帧数据的处理。

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