CN109901649B - 限流电路、耳蜗植入体、及电子耳蜗 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种限流电路，包括电阻、反向放大器、第一电流控制开关、第二电流控制开关、电流源电路、开关极阵电路。其中，当流经所述电阻的电流达到预设限定电流值时，所述反向放大器处于输出控制信号以关断所述第一电流控制开关的状态。本发明的限流电路通过反向放大器、电阻、以及MOS管控制耳蜗刺激电流的输出，在所述耳蜗刺激电流达到最大阈值时关断MOS管，从而有效地保护患者避免遭受过大的耳蜗刺激电流保护了患者的安全。

Description

限流电路、耳蜗植入体、及电子耳蜗

技术领域

本发明涉及人工耳蜗领域，特别是涉及一种限流电路、耳蜗植入体、及电子耳蜗。

背景技术

伴随科技的发展，医疗电子领域也取得了长足的进步。尤其是人工耳蜗技术，其作为造福千万耳聋患者的有效技术，越来越多的得到社会各界的注意和重视。

人工耳蜗技术作为一项集微电子、微机械、微加工等高精尖科技的科学成果，已然成为引领医疗电子发展的领头羊。截止2010年初，全世界有十几万聋人使用了人工耳蜗，其中半数以上是儿童。人工耳蜗植入在我国开展已经开始于1995年，随着人工耳蜗植入工作的开展、病例数量的增加、以及适应症范围的扩大，一些特殊适应症的耳聋病例的人工耳蜗植入的疗效和安全性也得到了证实，使人工耳蜗植入的适应症进一步扩大。

简单来说，人工耳蜗的技术原理是采用无线射频通信技术实现体外语音处理器与植入装置交互。植入装置从射频载波信号获得能量和命令信息，植入电路将命令解析后按照一定的编码策略产生特殊刺激信号，经电极极阵刺激听神经纤维，最后使患者恢复听力。植入体产生的用于刺激听神经的刺激电流，以及用于检测人体神经反应的神经反应遥测信号都需要具有较高的安全性保障，因此，随着人工耳蜗植入的应用越来越广泛，如何保证植入体输出电路的安全性、可靠性以及冗余设计变得至关重要；此外，如何进一步提高电子耳蜗装置的性能，方便患者长期使用的问题越来越突出显现。

但是，目前的人工耳蜗刺激电极极阵电路，极易因非预期故障导致输出电流过大的风险。而众所周知的是，人体能够承受的最大电流有限，若超过极限承受电流则很容易威胁到用户的生命安全。

发明内容

鉴于以上所述现有技术的缺点，本发明要解决的技术问题在于提供一种限流电路、耳蜗植入体、及电子耳蜗。

为实现上述目的，本发明提供一种限流电路，用于人工耳蜗，其包括：电阻，其中一端输入电源VDD；反向放大器，其包括两个输入端以及一个输出端；所述两个输入端并联于所述电阻的两端；第一电流控制开关，包括第一端、第二端、及第三端；所述第一端电性连接所述电阻的另一端；所述第三端电性连接所述反向放大器的输出端，以控制所述第一端与第二端之间的通断状态；第二电流控制开关，包括第四端、第五端、及第六端；所述第四端电性连接所述第一电流控制开关的第二端；所述第六端输入一控制信号，以控制所述第四端和第五端之间的通断状态；电流源电路，其输入端电性连接所述第二电流控制开关的第五端，其输出端与地信号之间电性连接一开关极阵电路；所述开关极阵电路受控于一开关控制器，以输出耳蜗刺激电流；其中，当流经所述电阻的电流达到预设限定电流值时，所述反向放大器处于输出控制信号以关断所述第一电流控制开关的状态。

于本发明的一实施例中，所述第三端电性连接所述反向放大器的输出端，以控制所述第一端与第二端之间的通断状态包括：(1)所述反向放大器的输出端输出高电平时，控制所述第一电流控制开关导通；(2)所述反向放大器的输出端输出低电平时，控制所述第一电流控制开关关断。

于本发明的一实施例中，所述第二电流控制开关的第六端输入一控制信号，以控制所述第四端和第五端之间的通断状态包括：(1)所述控制信号为高电平时控制所述第二电流控制开关导通；(2)所述控制信号为低电平时控制所述第二电流控制开关关断。

于本发明的一实施例中，所述开关极阵电路包括多个相互并联的开关集合，每个所述开关集合包括两个相互串联的第一开关和第二开关；所述第一开关的输入端电性连接所述电流源电路的输出端，所述第一开关的输出端电性连接所述第二开关的输入端，所述第二开关的输出端电性连接所述地信号；其中，各所述第一开关和第二开关的连接处引出一电极信号端，各所述电极信号端之间能够两两接通。

于本发明的一实施例中，所述耳蜗刺激电流为方向交替的脉冲电流。

于本发明的一实施例中，所述第一电流控制开关的类型包括场效应管，所述第一端、第二端、及第三端分别为场效应管的漏极、源极、及栅极；所述第二电流控制开关的类型包括场效应管，所述第四端、第五端、及第六端分别为场效应管的漏极、源极、及栅极。

于本发明的一实施例中，所述第一电流控制开关的类型包括三极管，所述第一端、第二端、及第三端分别为三极管的集电极、发射极、以及基极；所述第二电流控制开关的类型包括三极管，所述第四端、第五端、及第六端分别为三极管的集电极、发射极、以及基极。

为实现上述目的，本发明提供一种耳蜗植入体，包括所述限流电路。

于本发明的一实施例中，所述开关极阵电路中的各所述电极信号端用于连接耳蜗组织。

为实现上述目的，本发明提供一种耳蜗植入集成电路，包括所述限流电路。

为实现上述目的，本发明提供一种电子耳蜗，包括所述限流电路，或者包括所述耳蜗植入体，或者包括所述耳蜗植入集成电路。

如上所述，本发明涉及的限流电路、耳蜗植入体、及电子耳蜗，具有以下有益效果：本发明的限流电路通过反向放大器、电阻、以及MOS管控制耳蜗刺激电流的输出，在所述耳蜗刺激电流达到最大阈值时关断MOS管，从而保护患者避免遭受过大的耳蜗刺激电流。

附图说明

图1展示现有技术中的电子耳蜗刺激电极极阵电路的示意图。

图2a展示本发明一实施例中电极信号端接通的示意图。

图2b展示本发明一实施例中电极信号端接通的示意图。

图3展示本发明一实施例中所述方向交替的刺激脉冲电流的时序图。

图4展示本发明一实施例中限流电路的示意图。

元件标号说明

I 电流源电路

S 开关极阵电路

N1 MOS管

N2 MOS管

Cont 控制信号

VDD 电源

VSS 接地信号

S11～Sn1 开关

S12～Sn2 开关

IE1～IEn 电极信号端

A 电流方向

B 电流方向

C 电流方向

Iout 刺激电流

CLK 时钟信号

2 耳蜗组织

具体实施方式

以下由特定的具体实施例说明本发明的实施方式，熟悉此技术的人士可由本说明书所揭露的内容轻易地了解本发明的其他优点及功效。

须知，本说明书所附图式所绘示的结构、比例、大小等，均仅用以配合说明书所揭示的内容，以供熟悉此技术的人士了解与阅读，并非用以限定本发明可实施的限定条件，故不具技术上的实质意义，任何结构的修饰、比例关系的改变或大小的调整，在不影响本发明所能产生的功效及所能达成的目的下，均应仍落在本发明所揭示的技术内容得能涵盖的范围内。同时，本说明书中所引用的如“上”、“下”、“左”、“右”、“中间”等的用语，亦仅为便于叙述的明了，而非用以限定本发明可实施的范围，其相对关系的改变或调整，在无实质变更技术内容下，当亦视为本发明可实施的范畴。

本发明提供一种限流电路，用于电子耳蜗。所述电子耳蜗包括外部设备以及植入患者体内的耳蜗植入体。其中，所述限流电路设于所述耳蜗植入体中，用于防止所述耳蜗植入体输出的刺激电流过大，从而保护了患者的安全。

如图1所示，展示现有技术中的电子耳蜗刺激电极极阵电路的示意图，其包括：MOS管N1、电流源电路I、以及开关极阵电路S。其中，所述MOS管N1的漏极接入电源VDD，其源极电性连接所述电流源电路I的输入端，其栅极接入控制信号Cont；所述MOS管N1受控于所述控制信号Cont，具体表现为：所述MOS管N1在所述控制信号Cont为高电平时导通，并在所述控制信号Cont为低电平时关断。

所述开关极阵电路S包括多个相互并联的开关集合，每个开关集合包括两个相互串联的开关。也即，所述开关极阵电路S包括开关S11、S12、S21、S22…Sn1、Sn2，且n为大于等于2的自然数。所述开关S11、S21…Sn1的一端共同电性连接于所述电流源电路I的输出端，另一端分别电性连接开关S12、S22…Sn2的一端，且所述开关S12、S22…Sn2的另一端共同连接于接地信号VSS。在各所述开关集合上相互串联的两个开关之间引出一电极信号端，具体而言：开关S11和开关S12的连接处引出电极信号端IE1，开关S21和开关S22的连接处引出电极信号端IE2，…，开关Sn1和开关Sn2的连接处引出电极信号端IEn。所述电极信号端IE1，IE2…IEn之间能够两两组合以接通耳蜗组织，流经所述耳蜗组织的刺激电流通过刺激所述耳蜗组织帮助患者重建听觉功能。

需要说明的是，虽然通常来说所述耳蜗植入体输出的刺激电流为脉冲电流，但并不排除在其他情况下输出如直流电流等非脉冲形式的电流。下面以一具体的实施例说明所述耳蜗植入体如何输出刺激脉冲电流。

如图2a所示，展示了本发明一实施例中电极信号端接通的示意图。开关S11和开关S12引出电极信号端IE1，开关S21和开关S22引出电极信号端IE2，所述电极信号端IE1和电极信号端IE2之间接通一耳蜗组织2。刺激脉冲电流沿着图中箭头A的方向流过所述开关S11后，又沿着箭头B的方向流经所述耳蜗组织2，再流过所述开关S22后进入接地信号VSS。为描述方便，本发明将沿着所述箭头B方向流经所述耳蜗组织2的刺激脉冲电流定义为正向脉冲电流。

如图2b所示，展示了本发明一实施例中电极信号端接通的示意图。开关S11和开关S22闭合，开关S12和开关S21关断；刺激脉冲电流沿着图2b中箭头A的方向流过所述开关S21后，沿着箭头C的方向流经所述耳蜗组织2，再流过所述开关S12后进入接地信号VSS。结合图2a以及图2b可知，箭头B与箭头C方向相反，故沿着所述箭头C方向流经所述耳蜗组织2的刺激脉冲电流为负向脉冲电流。

由此可知，电极信号端IE1，IE2…IEn之间两两组合，可实现输出方向交替的刺激脉冲电流。需要说明的是，开关集阵S中各个开关的关断或闭合都受控于未图示的开关控制器；鉴于开关控制器实现控制开关的原理为现有技术，故本发明对此不再赘述。

如图3所示，展示本发明一实施例中所述方向交替的刺激脉冲电流的时序图。所述控制信号Cont的输出时间与时钟CLK脉冲的个数相关联，以图3中的时序图为例：所述控制信号Cont在一个周期内输出高电平的时间为6个时钟CLK脉冲，输出低电平的时间为8个时钟CLK脉冲。所述控制信号Cont为高电平时驱动MOS管N1导通，以输出正向的刺激电流Iout；当所述控制信号Cont经历了6个时钟CLK脉冲后反置为低电平，以驱动所述MOS管N1关断；所述Cont信号经历了8个时钟CLK脉冲后再次反置为高电平，以驱动所述MOS管N1导通，所述电子耳蜗输出负向的刺激电流Iout。以此类推，所述控制信号Cont通过控制所述MOS管N1的通断，驱动电子耳蜗输出方向交替的刺激脉冲电流。

通常在工业电路设计领域，现有技术中不带有限流保护的电流源电路即能控制输出电流的大小。但在发生如电磁干扰、复位失效、时序紊乱、或者电路中其它部件发生故障等异常情况时，则所述电流源电路极易失去控制，导致输出刺激电流过大。值得注意的是，电子耳蜗是用于供听觉功能障碍的患者使用的，其内部的开关极阵电路接通的是患者的耳蜗组织；因此，若输出的刺激电流过大，则极有可能威胁到患者的安全。基于上述技术难题，本发明提供一种限流电路用以控制耳蜗输出刺激电流的大小从而保护患者的安全，所述限流电路具体的工作原理如下文所述。

如图4所示，展示本发明一实施例中限流电路的示意图。所述限流电路包括：电阻R、反向放大器、MOS管N1、MOS管N2、电流源电路I、以及开关极阵电路S。其中，所述电阻R的一端接入电源VDD，其另一端电性连接所述MOS管N1的漏极；此外，所述电阻R的两端还并联一反向放大器，也即所述电阻R两端的电压差作为所述反向放大器的输入参数，所述反向放大器的输出端电性连接所述MOS管N1的栅极以控制所述MOS管N1的通断状态；所述MOS管N1的源极电性连接所述MOS管N2的漏极，所述MOS管N2的栅极接入并受控于控制信号Cont，所述MOS管N2的源极连接所述电流源电路I的输入端；所述电流源电路I的输出端连接所述开关极阵电路S的输入端，所述开关极阵电路S的输出端连接接地信号VSS。所述开关极阵电路S于本发明前述内容中已经予以说明，故不再赘述。

所述电源VDD通常是指电路的工作电压，例如3.3V或者5V等工作电压；所述接地信号VSS通常是指电路的公共接地电压；所述MOS管N1、MOS管N2可以是NMOS管也可是PMOS管，或者在其他的实施例中，还可是三极管、晶闸管等元器件，本发明对此不做任何限制。其中，所述三极管、晶闸管等元器件在所述限流电路中的工作方式与场效应管类似，故不再赘述。

其中，所述反向放大器是运算放大器的一种，其选型与所述电阻R以及预设限定电流值的大小相关联。所述反向放大器、MOS管N1、以及电阻R起到了限流的作用，具体限流原理为：所述反向放大器的输入电压值为所述电阻R两端的压差值，在输出线性区域其输出电压的绝对值随着所述电阻R两端压差值的增大而不断增大。当所述电阻R流过所述预设限定电流值时，所述电阻R两端的电压达到预设电压，从而驱动所述反向放大器输出一低电平以关断所述MOS管N1。下面以人体通常能够承受的最大刺激电流2mA作为所述预设限定电流值，以此为例展示本发明提供的限流电路的工作过程。

可选的，所述电阻R设计为R＝500Ω，根据欧姆定律可知：电阻两端电压U＝IR，也即所述电阻R两端的最大压差为1V。基于该最大压差选择反向放大器的型号，以使所述反向放大器在输入电压值达到1V时输出低电平。

具体而言，当流过所述电阻R的刺激电流小于所述预设限定电流值2mA时，所述电阻R两端的压差值不足1V，故所述反向放大器持续输出高电平以驱动所述MOS管N1导通。在所述MOS管N1导通的情况下，所述MOS管N2受控于所述控制信号Cont，以令所述限流电路输出方向交替的脉冲电流。

而当流过所述电阻R的刺激电流达到或者超过所述预设限定电流值2mA时，所述电阻R两端的压差值达到或者超过1V，故所述反向放大器处于饱和区域并反向输出低电平，从而将所述MOS管N1关断。因所述MOS管N1和MOS管N2是相互串联的，故在所述MOS管N1关断的情况下，所述限流电路即使在所述MOS管N2接收所述控制信号Cont的情况下依然无法输出刺激电流Iout。由此可知，所述反向放大器、电阻R、以及MOS管N1构成了限流保护，在电子耳蜗输出的刺激电流过大的情况下及时切断刺激电流的输出，有效地保护了患者的安全。需要说明的是，所述预设限定电流值的具体取值并不限于上述实施例中提及的2mA，其在实际应用中可取低于或等于人体安全刺激电流的任意一值，本发明对此不做限定。

本发明还提供一种电子耳蜗，包括所述限流电路。所述电子耳蜗包括外部设备和植入体，所述植入体用于植入患者的体内。其中，所述限流电路设于所述植入体中，以防止所述植入体的输出刺激电流过大。

本发明还提供一种耳蜗植入集成电路，包括所述限流电路并将所述限流电路集成于一微型电子器件上。所述耳蜗植入集成电路设于电子耳蜗的耳蜗植入体中，跟随耳蜗植入体植入患者体内，以输出刺激电流刺激耳蜗组织，帮助患者重建听觉功能。

综上所述本发明的限流电路通过反向放大器、电阻、以及MOS管控制耳蜗刺激电流的输出，在所述耳蜗刺激电流达到最大阈值时关断MOS管，从而保护患者避免遭受过大的耳蜗刺激电流，本发明有效克服了现有技术中的种种缺点而具高度产业利用价值。

上述实施例仅例示性说明本发明的原理及其功效，而非用于限制本发明。任何熟悉此技术的人士皆可在不违背本发明的精神及范畴下，对上述实施例进行修饰或改变。因此，举凡所属技术领域中具有通常知识者在未脱离本发明所揭示的精神与技术思想下所完成的一切等效修饰或改变，仍应由本发明的权利要求所涵盖。

Claims (8)

1.一种限流电路，其特征在于，用于人工耳蜗，所述电路包括：

电阻，其中一端输入电源VDD；其中，所述电阻R的阻值为500Ω；

反向放大器，其包括两个输入端以及一个输出端；所述两个输入端并联于所述电阻的两端；

第一电流控制开关，包括第一端、第二端、及第三端；所述第一端电性连接所述电阻的另一端；所述第三端电性连接所述反向放大器的输出端，以控制所述第一端与第二端之间的通断状态，包括：所述反向放大器的输出端输出高电平时，控制所述第一电流控制开关导通；所述反向放大器的输出端输出低电平时，控制所述第一电流控制开关关断；

第二电流控制开关，包括第四端、第五端、及第六端；所述第四端电性连接所述第一电流控制开关的第二端；所述第六端输入一控制信号，以控制所述第四端和第五端之间的通断状态；

其中，所述控制信号为高电平时控制所述第二电流开关导通；

所述控制信号为低电平时控制所述第二电流开关关断；

所述控制信号在每个周期内，通过高电平以及低电平的交替输出，控制所述第二电流控制开关的导通与关断，以驱动所述人工耳蜗输出方向交替的刺激脉冲电流；

电流源电路，其输入端电性连接所述第二电流控制开关的第五端，其输出端与地信号之间电性连接一开关极阵电路；所述开关极阵电路受控于一开关控制器，以输出方向交替的刺激脉冲电流；

其中，当流经所述电阻的电流达到预设限定电流值时，所述反向放大器处于输出控制信号以关断所述第一电流控制开关的状态。

2.根据权利要求1所述的限流电路，其特征在于，所述开关极阵电路包括多个相互并联的开关集合，每个所述开关集合包括两个相互串联的第一开关和第二开关；所述第一开关的输入端电性连接所述电流源电路的输出端，所述第一开关的输出端电性连接所述第二开关的输入端，所述第二开关的输出端电性连接所述地信号；其中，各所述第一开关和第二开关的连接处引出一电极信号端，各所述电极信号端之间能够两两接通。

3.根据权利要求1所述的限流电路，其特征在于，所述第一电流控制开关的类型包括场效应管，所述第一端、第二端、及第三端分别为场效应管的漏极、源极、及栅极；所述第二电流控制开关的类型包括场效应管，所述第四端、第五端、及第六端分别为场效应管的漏极、源极、及栅极。

4.根据权利要求1所述的限流电路，其特征在于，所述第一电流控制开关的类型包括三极管，所述第一端、第二端、及第三端分别为三极管的集电极、发射极、以及基极；所述第二电流控制开关的类型包括三极管，所述第四端、第五端、及第六端分别为三极管的集电极、发射极、以及基极。

5.一种耳蜗植入体，其特征在于，包括如权利要求2所述的限流电路。

6.根据权利要求5所述的耳蜗植入体，其特征在于，所述开关极阵电路中的各所述电极信号端用于连接耳蜗组织。

7.一种耳蜗植入集成电路，其特征在于，包括如权利要求1～4中任意一项所述的限流电路。

8.一种电子耳蜗，其特征在于，包括如权利要求5所述的耳蜗植入体。