0 引言

人工耳蝸是幫助傳感性耳聾患者恢復聽覺的一種電子裝置，它把外部的聲音轉換為聽神經需要的電刺激，將這種刺激通過植入電極刺激聽覺神經，人工制造出聽覺。

人工耳蝸主要由四部分構成：（1）語音處理器，按照一定的算法將聲音轉換成適當的電信號；（2）傳輸系統，用來將電信號和體內電路所需的能量從體外傳送到體內；（3）植入刺激電路，用來處理體外傳入的電信號并產生刺激聽神經的電脈沖；（4）電極（組），用來直接刺激聽覺神經。其中植入刺激電路、接收天線和電極組通過外科手術植入耳內。

植入刺激電路是人工耳蝸的核心部件，早在1800年，AlessAndro VoltA在實驗時發現將通電的電極插入雙耳時“使頭內產生轟響聲”，隨后會聽到“一種如同粘液沸騰的聲音”。此后人類便開始了對電刺激恢復聽覺的研究；到1960年fBsIMMons等人使用了一種單通道刺激系統，在耳蝸內插入一根電極，用電脈沖直接刺激聽神經，使患者可以產生音調感覺；此后，受到電極陣列技術條件和無法實現小面積低功耗的植入刺激電路的限制，人工耳蝸的發展很慢；20世紀80年代，電極技術有了較大突破，可以在一根載體中放入4根或者更多的獨立電極，同時集成電路的制造和設計技術也有了很大的進步，植入芯片由分立元件實現發展到專用集成電路實現，功耗和面積都得到了很大程度的降低，越來越多的人工耳蝸系統開始出現。目前三家商用的人工耳蝸系統的植入刺激電路普遍采用數?；旌蠈Ｓ眉呻娐吩O計實現。

本文介紹一種適用于16通道、電流脈沖刺激方式的人工耳蝸系統的體內刺激電路。

1 芯片結構和功能

植入刺激電路的結構如圖1所示。

植入刺激電路通過接收線圈接收體外電路發射的信號，從中提取出數據和能量，并對數據解碼形成相應的脈沖刺激電流刺激聽神經。具體各部分的功能為：（1）接收線圈負責接收體外線圈發射的調制信號；（2）整流濾波電路對接收線圈接收到的信號進行整流、濾波，得到12V的高壓電源電壓VCC；（3）高壓帶隙基準模塊產生低壓降穩壓器使用的1.2V參考電源電壓Vref；（4）低壓降穩壓器負責產生3.3V的常壓電源Vdd給其他常壓模塊供電；（5）上電復位電路負責在低壓降穩壓器輸出到一定電位時產生復位信號，控制數字模塊復位，進入工作狀態；（6）數據時鐘恢復模塊將線圈接收到的信號進行處理，解調出數字控制模塊所需的數據信號（dAtA）和時鐘信號（Clk）；（7）數字控制模塊負責從數據時鐘恢復模塊恢復出的數據信號中提取出關于刺激電流的各種參數（刺激電極選擇、刺激維持時間、刺激強度等），控制開關陣列和數模轉換電路；（8）常壓帶隙基準源負責產生數模轉換電路所需要的0.9V參考電壓；（9）12位數模轉換電路根據數字控制模塊提取出的刺激強度產生控制壓控電流源的控制電壓；（10）壓控電流源負責根據數模轉換電路的控制電壓產生精確的刺激電流；（11）開關陣列根據數字控制模塊提取出的電極序號選通待刺激的電極，并維持相應的刺激時間。

體內刺激電路有兩個工作電壓，12V高壓電源VCC和3.3V常壓電源Vdd。使用12V高壓電源的模塊為高壓模塊，采用相應的高壓工藝進行設計；使用常壓電源的模塊為常壓模塊，采用常壓工藝進行設計。采用雙電源既可以有效地降低電路功耗，又可以保證刺激的強度。

2 關鍵模塊電路實現

2.1 帶隙基準源

植入刺激電路中有高壓和常壓兩個帶隙基準源，二者均采用了傳統的帶隙結構，其核心電路如圖2所示。通過雙極型晶體管VBe的負溫度系數和不同電流密度的兩個雙極型晶體管的VBe之差ΔVBe的正溫度系數相加產生與溫度無關的基準電壓，輸出電壓為
 

其偏置電流由自偏置模塊產生，運算放大器為典型的兩級運放結構。常壓帶隙基準源要給數模轉換電路提供穩定的有驅動能力的參考電位，因此在基準源的輸出端根據數模轉換電路的精度，等效電容，刺激速率要求設計完成了兩級密勒補償的緩沖器，用以驅動數模轉換電路。

2.2 數字控制模塊

數字控制模塊是植入刺激電路中的數字部分，這部分采用有限狀態機設計，在不同的狀態下生成相應的控制信號。它以數據時鐘模塊恢復出的時鐘為工作時鐘，將數據時鐘模塊恢復出的數據進行譯碼，提取出刺激強度控制數模轉換電路，提取出刺激維持時間、刺激電極序號控制開關陣列。本設計中使用的指令幀格式如圖3所示，指令首位是幀起始位，然后依次是刺激模式、刺激強度、刺激脈寬、電極編號1、電極編號2、最后一位是奇偶校驗位。該部分電路采用標準AsIC設計流程，規模約1500門，功耗730μW＠10MHz。

圖3 指令幀格式

2.3 數模轉換電路

12位數模轉換電路采用分段電容結構，如圖4所示。為了提高數模轉換電路電容陣列的匹配性，該數模轉換電路采用左右兩個對稱的電容陣列組成，為減小電路轉換的毛刺幅度，提高線性度，高三位使用溫度計編碼，數模轉換電路的參考電平由基準源提供。

圖4 數模轉換電路

2.4 壓控電流源電路

該部分由滿足數模轉換電路精度和速度的運算放大器和一個高壓nMos反饋管組成，具體電路如圖5所示。運放與nMos管M1組成的負反饋保證電阻r（本設計中r為外接電阻，以方便對該電路的測試以及調節刺激電流的大?。┥系碾妷簽閿的＾D換電路的輸出，從而保證流過兩個電極的電流為Iout＝VdAC／r以實現刺激強度隨數模轉換s電路輸出的變化。其中運算放大器采用兩級密勒補償結構，輸入部分為PMos射級跟隨器，用以實現電平移位，保證在數模轉換電路輸出電壓很小時運放仍然正常工作。

2.5 開關陣列電路

開關陣列結構示意圖如圖6所示。本設計中電極共有17個（el0～el16），圖中僅給出兩個電極作為示意，數字控制部分通過控制如圖所示的模擬開關來控制刺激電流方向，刺激維持時間以及選通電極。比如，當elVen1和elAen2閉合時，電流由電極el1流向el2，大小為前面壓控電流源產生的由數模轉換電路控制的電流，而當elVen2和elAen1閉合時，電流由電極el2流向el1。這樣，通過開關陣列，很容易實現電極的選擇，電流方向及刺激維持時間的控制。elIdle開關用于短接未被選中的電極以泄放殘留的不平衡電荷。

3 芯片版圖實現

植入刺激電路為一數模混合電路，035μM工藝流片，芯片總面積為9MM2，數字模塊、高壓模塊、常壓模塊均單獨供電，共使用77個PAd（37個高壓PAd，40個常壓PAd）。為保證能夠測量各個組成電路的性能，各個模塊間除了必要的連接外均相互獨立，并且各個模塊都有獨立的測試PAd，具體版圖如圖7所示。

4 測試結果

因為電路的PAd數目比較多，同時各個模塊都留有單獨的測試PAd，所以首先單獨封裝測試了各個組成模塊的性能，然后在此基礎上進行了完整功能的測試。帶隙基準源電路輸出穩定的1.222V電壓，基準的平均偏差（5片）為0.082％，片間偏差最大為0.82％，電壓調整率為1838mV／V。數字控制模塊、數模轉換電路、壓控電流源均正常工作，芯片整體工作正常，圖5中電阻r上的電壓測試波形變化如圖8所示，刺激脈寬為50μs，在電極間負載為1500Ω時最大輸出刺激電流為2MA，每通道刺激頻率最高可達930脈沖／s。

5 結論

本文設計了一種專用于16通道、電流脈沖刺激方式的人工耳蝸體內刺激電路，通過測試表明該芯片的各個組成部分均可以正常工作，指標滿足設計的要求。該芯片可以產生16通道的雙相刺激電流，電流大小2μA～2mA分1024級可調，無電流刺激時電極通過開關elIdle短接以泄放電極上的不平衡電荷，提高刺激的安全性。同時芯片具有一定的數據檢錯能力，當數據奇偶校驗錯誤時，會放棄當前接受到的數據，繼續進行下一幀數據的處理。