CN112604154B - 一种人工听觉脑干刺激器 - Google Patents
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Abstract
本发明提供一种人工听觉脑干刺激器，其每一帧刺激数据都带有刺激电极和回路电极信息，并在每一帧刺激时都可以自由选择刺激电极和回路电极，确保刺激安全有效，不会产生多余电场影响其他中枢，产生由于电刺激导致的非听性反应。为了保证刺激率，采用流水线方式进行刺激，即解码本帧刺激数据同时根据上帧数据进行刺激，将每帧刺激数据加入回路电极信息后的影响降至最低。采用高压电路解决超容顺问题，但是通过灵活选择刺激驱动电路电压将刺激功率进行最优化。采用钛钉和固定纱布对刺激器壳体和电极头进行定位，确保术后不产生移位。采用三维定位头，帮助平板刺激阵列可以以最佳角度放置在耳蜗核位置。
Description
技术领域
本发明涉及人工听觉重建技术领域，特别是涉及一种人工听觉脑干刺激器。
背景技术
对于患有神经纤维瘤病2型、双侧外伤性听神经撕脱、听神经/耳蜗发育不全或未发育、耳蜗骨化等疾病的患者，人工耳蜗无法使他们受益。人工听觉脑干植入技术通过绕过听神经直接刺激其脑干蜗神经核而使患者再次获得听力。人工听觉脑干刺激器作为该技术的核心，是决定患者使用效果的关键。
目前的人工听觉脑干刺激器通常由人工耳蜗改制而来，一般只有固定的回路电极，但是耳蜗核位于脑干内，脑干其他部位有很多会影响生命的重要中枢神经组织，对刺激安全性和有效性提出了更高的要求，必须对刺激电场进行精确控制，因此，需要对刺激电极和回路电极更加灵活的选择，确保用户的术后使用安全有效，同时对于术中EABR信号引出也有十分重要的作用。
神经刺激经常出现所谓超容顺现象，即刺激电流乘以电极阻抗超过供电电压，导致神经无法受到足够刺激，影响用户使用效果。使用高压刺激是神经刺激的必然选择，但是高压刺激会造成刺激功率明显的上升，特别是对于没有超容顺的电极，高压刺激是不必要的，会造成不必要的能量浪费，降低用户电池使用时间。
手术过程中的固定和手术方法对用户康复效果和术后安全也有至关重要的作用，脑干上分布重要的人体生命相关中枢，一旦刺激到这些部位会造成生命危险。因此，如何在手术过程中方便地定位到耳蜗核位置以确保手术后刺激器任何部位都不发生移位现象，成为本领域亟需解决的技术问题。
发明内容
鉴于以上所述现有技术的缺点，本发明的目的在于提供一种人工听觉脑干刺激器，用于解决现有技术中的问题。
为实现上述目的及其他相关目的，本发明的第一方面提供一种人工听觉脑干刺激器，包括：接收线圈，用于接收带有编码信息的射频信号并进行检波；控制刺激模块，与所述接收线圈相连，用于根据上帧刺激信号和对应电极的阻抗信息计算刺激所需的电压值并输出对应的刺激波形；平板电极头，与所述控制刺激模块相连，用于根据所述刺激波形刺激神经组织并形成听声反应。
于本发明的第一方面的一些实施例中，所述接收线圈包括：并联谐振电路，用于从外部接收带有编码信息的射频信号；半波检波电路，与所述并联谐振电路相连，用于对接入的射频信号进行检波。
于本发明的第一方面的一些实施例中，所述控制刺激模块包括：信号解码电路，与所述接收线圈相连，用于对射频信号进行解码；中央处理器，与所述信号解码电路相连，用于接收解码数据；第一刺激数据寄存器，与所述中央处理器相连，用于接收并保存来自所述中央处理器的本帧数据信号，并在刺激结束后根据所述中央处理器的控制指令将刺激数据推入第二刺激数据寄存器中；所述第二刺激数据寄存器，与所述中央处理器相连，用于在刺激开始前向中央处理器输出其保存的上帧刺激数据信号；Flash存储器，与所述中央处理器相连，用于保存电极阻抗信息并将对应电极的阻抗信息传至所述中央处理器；电源管理单元，用于为人工听觉脑干刺激器进行供电；电流刺激单元，与所述中央处理器相连，用于根据中央处理器的计算结果形成对应的刺激波形；钛钉定位孔，位于包裹电路的钛合金壳体两侧，用于术后头颅上钛钉固定。
于本发明的第一方面的一些实施例中，所述电源管理单元包括：模拟线性稳压电路，用于为人工听觉脑干刺激器中的低压模拟电路供电；数字线性稳压电路，用于为人工听觉脑干刺激器中的低压数字电路供电；直流对直流转换电路，用于输出不同电压等级的若干个电压。
于本发明的第一方面的一些实施例中，所述电流刺激单元包括：数模转换电流源电路，与所述中央处理器相连，用于将中央处理器发出的电流刺激幅度相关数字信号转化为对应的模拟电流源；刺激驱动电路，与数模转换电流源电路相连，用于将数模转换电流源电路所产生的电流通过镜像方式进行放大并升压以产生驱动电流；刺激控制开关阵列，与中央处理器、刺激驱动电路、直流对直流转换电路、平板电极头相连，用于根据所述中央处理器发出的刺激电极和回路电极数字信号选中平板电极头中的刺激电极和回路电极，并根据中央处理器的计算结果，选中直流对直流转换电路中的一路输出电压作为所述刺激驱动电路电源电压，以形成正负两相输出刺激波形。
于本发明的第一方面的一些实施例中，所述中央处理器根据所述Flash存储器保存的电极阻抗和刺激电流幅度计算容顺电压，并选择所述直流对直流转换电路中一路电压输出做为所述刺激驱动电路的电源电压。
于本发明的第一方面的一些实施例中，所述平板电极头包括：平板电极阵列，与所述刺激控制开关阵列相连，用于刺激神经组织并形成听声反应；固定纱布，用于术后平板电极头的固定；三维定位头，用于执行转向操作，以调整平板电极头在耳蜗核上的放置角度。
于本发明的第一方面的一些实施例中，所述平板电极头上的任意电极能被选择为刺激电极和回路电极；在每一帧刺激时，所述刺激控制开关阵列根据刺激信息进行选择，并通过刺激电极和回路电极反向选择方式，生成两相刺激波形。
于本发明的第一方面的一些实施例中，所述三维定位头由3个硅胶片组成，依次位于所述平板电极阵列的后部，分别与所述平板电极阵列呈45度、90度和135度角。
于本发明的第一方面的一些实施例中，所述直流对直流转换电路产生的电源电压包括由高到低2至8个电源电压，电压范围为2.5-25伏。
如上所述，本发明的一种人工听觉脑干刺激器，具有以下有益效果：本发明提供的人工听觉脑干刺激器，每一帧刺激数据都带有刺激电极和回路电极信息，并在每一帧刺激时都可以自由选择刺激电极和回路电极，确保刺激安全有效，不会产生多余电场影响其他中枢，产生由于电刺激导致的非听性反应。为了保证刺激率，采用流水线方式进行刺激，即解码本帧刺激数据同时根据上帧数据进行刺激，将每帧刺激数据加入回路电极信息后的影响降至最低。采用高压电路解决超容顺问题，但是通过灵活选择刺激驱动电路电压将刺激功率进行最优化。采用钛钉和固定纱布对刺激器壳体和电极头进行定位，确保术后不产生移位。采用三维定位头，帮助平板刺激阵列可以以最佳角度放置在耳蜗核位置。
附图说明
图1显示为本发明一实施例中人工听觉脑干刺激器的结构示意图。
图2显示为本发明一实施例中人工听觉脑干刺激器的部分结构示意图。
图3显示为本发明一实施例中平板电极头的结构示意图。
图4显示为本发明一实施例中人工听觉脑干刺激器的刺激工作过程示意图。
图5显示为本发明一实施例中电流刺激单元的结构示意图。
具体实施方式
以下通过特定的具体实例说明本发明的实施方式，本领域技术人员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与功效。本发明还可以通过另外不同的具体实施方式加以实施或应用，本说明书中的各项细节也可以基于不同观点与应用，在没有背离本发明的精神下进行各种修饰或改变。需说明的是，在不冲突的情况下，以下实施例及实施例中的特征可以相互组合。
需要说明的是，在下述描述中，参考附图，附图描述了本发明的若干实施例。应当理解，还可使用其他实施例，并且可以在不背离本发明的精神和范围的情况下进行机械组成、结构、电气以及操作上的改变。下面的详细描述不应该被认为是限制性的，并且本发明的实施例的范围仅由公布的专利的权利要求书所限定。这里使用的术语仅是为了描述特定实施例，而并非旨在限制本发明。空间相关的术语，例如“上”、“下”、“左”、“右”、“下面”、“下方”、“下部”、“上方”、“上部”等，可在文中使用以便于说明图中所示的一个元件或特征与另一元件或特征的关系。
在本发明中，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”、“固定”、“固持”等术语应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。
再者，如同在本文中所使用的，单数形式“一”、“一个”和“该”旨在也包括复数形式，除非上下文中有相反的指示。应当进一步理解，术语“包含”、“包括”表明存在所述的特征、操作、元件、组件、项目、种类、和/或组，但不排除一个或多个其他特征、操作、元件、组件、项目、种类、和/或组的存在、出现或添加。此处使用的术语“或”和“和/或”被解释为包括性的，或意味着任一个或任何组合。因此，“A、B或C”或者“A、B和/或C”意味着“以下任一个：A；B；C；A和B；A和C；B和C；A、B和C”。仅当元件、功能或操作的组合在某些方式下内在地互相排斥时，才会出现该定义的例外。
为了使手术过程中方便地定位到耳蜗核位置以确保手术后刺激器任何部位都不发生移位现象，本发明提供一种人工听觉脑干刺激器，所述人工听觉脑干刺激器可以每帧刺激灵活选择刺激电极和回路电极，同时根据需求决定刺激电压，并在手术中方便植入和固定，具有灵活方便，易于植入，安全可靠，节省功耗等特点。
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，通过下述实施例并结合附图，对本发明实施例中的技术方案的进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅用以解释本发明，并不用于限定发明。
如图1所示，展示了本发明一实施例中人工听觉脑干刺激器的结构示意图。本实施例的人工听觉脑干刺激器100包括接收线圈10、控制刺激模块20、平板电极头30。接收线圈10用于接收带有编码信息的射频信号并进行检波；控制刺激模块20与所述接收线圈10相连，用于根据上帧刺激信号和对应电极的阻抗信息计算刺激所需的电压值并输出对应的刺激波形；平板电极头30与所述控制刺激模块20相连，用于根据所述刺激波形刺激神经组织并形成听声反应。
如图2所示，展示了本发明一实施例中人工听觉脑干刺激器的部分结构示意图。接收线圈10包括并联谐振电路110和半波检波电路120；控制刺激模块20包括信号解码电路210、中央处理器220、第一刺激数据寄存器230、第二刺激数据寄存器240、Flash存储器250、电源管理单元260、电流刺激单元270以及钛钉定位孔280。
所述并联谐振电路110通过电感耦合的方式与外部系统的发射线圈(未图示)对心连接，用于接收外部系统发射的带有编码信息的射频信号。半波检波电路120与并联谐振电路110相连，用于对输入的射频信号进行检波。
所述信号解码电路210与半波检波电路120相连，用于将半波检波电路120发出的检波后的信号进行解调和解码。
所述中央处理器220与信号解码电路210相连，用于接收解码数据。
所述第一刺激数据寄存器230与中央处理器220相连，用于接收并保存来自所述中央处理器的本帧数据信号，并在刺激结束后根据所述中央处理器的控制指令将刺激数据推入第二刺激数据寄存器中。
所述第二刺激数据寄存器240与中央处理器220相连，用于在刺激开始前向中央处理器输出其保存的上帧刺激数据信号。
所述Flash存储器250与中央处理器220相连，用于保存电极阻抗信息并将对应电极的阻抗信息传送至中央处理器220。其中，中央处理器220根据第二刺激数据寄存器240保留的上帧刺激信息以及Flash存储器250保存的对应电极阻抗信息，计算出刺激所需的电压值，并输出相关刺激控制信号。
电源管理单元260具体包括线性稳压电路261、数字线性稳压电路262、直流对直流转换电路263，其中所述线性稳压电路261用于给刺激器中的低压模拟电路供电，所述数字线性稳压电路262用于给刺激器中的低压数字电路供电，所述直流对直流转换电路263输出由高到低若干个电压，用于不同情况下给刺激器供电。
在一些示例中，所述直流对直流转换电路263能够产生由高到低2～8个电源电压，电压范围为2.5～25V。
电流刺激单元270包括数模转换电流源电路271、刺激驱动电路272和刺激控制开关阵列273，其中所述数模转换电流源电路271与中央处理器220相连，将中央处理器220发出的电流刺激幅度相关数字信号转化为对应的模拟电流源；所述刺激驱动电路272与数模转换电流源电路271相连，用于将数模转换电流源电路271所产生的电流通过镜像方式进行放大并升压产生驱动电流；所述刺激控制开关阵列273与中央处理器220、刺激驱动电路272、直流对直流转换电路263以及平板电极头30相连，所述刺激控制开关阵列273根据中央处理器220发出的刺激电极和回路电极数字信号，选中平板电极头中的刺激电极和回路电极，并根据中央处理器220发出的刺激电极和回路电极数字信号，选中平板电极头中的刺激电极和回路电极，并根据中央处理器220计算结果，选中直流对直流转换电路263中的一路输出电压作为刺激驱动电路272电源电压，最终形成正负两相输出刺激波形。
在一些示例中，中央处理器220根据Flash存储器250中保留的电极阻抗和刺激电流幅值，计算容顺电压，并选择直流对直流转换电路263中的一路电压输出作为刺激驱动电路272的电源电压。
进一步的，所述中央处理器220接收本帧刺激信息，并推入第一刺激数据寄存器230中，同时根据第二刺激数据寄存器240中所保留的上帧刺激数据，通过控制刺激控制开关阵列273来对对应的神经组织进行刺激。刺激结束后，将本帧刺激信息从第一刺激数据寄存器230推入第二刺激寄存器240中。
所述钛钉定位孔280位于包裹电路的钛合金壳体两侧，用于术后颅上钛钉固定，防止刺激器发生移位现象。本实施例中的钛钉定位孔280位于刺激器钛合金壳体两侧，使用医用硅胶材料，直径为1～4毫米。
如图3所示，展示了本发明一实施例中平板电极头的结构示意图。本实施例的平板电极头30包括平板电极阵列310、固定纱布320、三维定位头330。其中，所述平板电极阵列310与刺激控制开关阵列273相连，用于刺激神经组织，形成听声反应。固定纱布320用于术后平板电极头的固定，不产生位移。三维定位头330用于手术中使用手术工具时能够方便地对平板电极头进行转向操作，使平板电极头能够以最佳角度放置在耳蜗核上。所述三维定位头330由3个硅胶片组成，依次位于平板电极阵列310的后部，分别与所述平板电极阵列310呈45度、90度和135度角。
在一些示例中，所述平板电极头30上的任意电极可被选择为刺激电极和回路电极，在每一帧刺激时，所述刺激控制开关阵列273根据刺激信息进行选择，并通过刺激电极和回路电极反向选择方式，生成两相刺激波形。
上文，对人工听觉脑干刺激器的结构做了详尽的解释；下文，将结合图4对人工听觉脑干刺激器的刺激工作过程做进一步的说明。
如图4所示，展示了本发明一实施例中人工听觉脑干刺激器的刺激工作过程示意图。刺激数据由数据头、刺激电极、回路电极和刺激幅度信息组成，第一帧刺激数据中的刺激电极、回路电极和刺激幅度分别是E1、E10和255。中央处理器在对刺激器进行本帧刺激时依次解码推入第一刺激数据寄存器中，因此第一刺激数据寄存器中所保存的数据的刺激电极、回路电极和刺激幅度也是E1、E10和255。此外，中央处理器还根据第二刺激数据寄存器中所保存的上帧刺激数据(其刺激电极、回路电极和刺激幅度分别是E2、E18、50)进行刺激，中央处理器将Flash存储器中所存储的E2到E18间的阻抗信息与刺激幅度50相乘，选择使用直流对直流转换电路输出的低电压电源电压作为刺激驱动电路和刺激控制开关阵列的电压源。
由于采用先负后正两相刺激波形，图5所展示的电流刺激单元中的数据选择器MUX1中E18和数据选择器MUX2中E2首先被选中产生负相波形，然后数据选择器MUX1中E2和数据选择器MUX2中E18被选中，产生正相波形。刺激结束后，中央处理器220将第一刺激数据寄存器230中存储的数据推入第二刺激数据寄存器240中。因此，第二刺激数据寄存器240中保存的刺激数据变为E1、E10和255。此时，第二帧刺激数据中的刺激电极、回路电极和刺激幅度分别为E3、E7和100。中央处理器220将刺激数据在本帧刺激时依次解码推入第一刺激数据寄存器230，因此230中保存的数据分别为E3、E7和100。同时中央处理器220根据第二刺激数据寄存器240中保存的上帧刺激数据(分别为E1、E10、255)进行刺激，中央处理器220将Flash存储器250存储的E1到E10间的阻抗信息与刺激幅度255相乘，选择使用图5中263输出的高电压VH电源电压作为刺激驱动电路272和刺激控制开关阵列273的电压源。由于采用先负后正两相刺激波形，图3中数据选择器MUX1中E10和数据选择器MUX2中E1首先被选中产生负相波形，然后数据选择器MUX1中E1和数据选择器MUX2中E10被选中，产生正相波形。刺激结束后，中央处理器220将第一刺激数据寄存器230中存储的数据(E3、E7、100)推入第二刺激数据寄存器240中。
由上述内容可知，本发明提供的人工听觉脑干刺激器解决了现有技术方案中的实际困难，极大的提高了刺激的安全性，确保电场可控，采用流水线模式刺激提高了刺激速度，根据电极刺激容顺情况选择电源电压，既确保了刺激的有效性，又节省了功耗，对于刺激器和电极头进行特别固定，确保术后不产生位移情况。所以，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 (9)
1.一种人工听觉脑干刺激器，其特征在于，包括：
接收线圈，用于接收带有编码信息的射频信号并进行检波；
控制刺激模块，与所述接收线圈相连，用于根据上帧刺激信号和对应电极的阻抗信息计算刺激所需的电压值并输出对应的刺激波形；
平板电极头，与所述控制刺激模块相连，用于根据所述刺激波形刺激神经组织并形成听声反应；所述平板电极头包括三维定位头，用于执行转向操作，以调整平板电极头在耳蜗核上的放置角度；
其中，所述控制刺激模块包括：
信号解码电路，与所述接收线圈相连，用于对射频信号进行解码；
中央处理器，与所述信号解码电路相连，用于接收解码数据；
电流刺激单元，包括数模转换电流源电路、刺激驱动电路和刺激控制开关阵列；所述数模转换电流源电路与中央处理器相连，用于将中央处理器发出的电流刺激幅度相关数字信号转化为对应的模拟电流源；所述刺激驱动电路与数模转换电流源电路相连，用于将数模转换电流源电路所产生的电流通过镜像方式进行放大并升压以产生驱动电流；所述刺激控制开关阵列与中央处理器、刺激驱动电路、直流对直流转换电路、平板电极头相连，用于根据所述中央处理器发出的刺激电极和回路电极数字信号选中平板电极头中的刺激电极和回路电极，并根据中央处理器计算得到的容顺电压，选中直流对直流转换电路中的一路输出电压作为所述刺激驱动电路电源电压，以形成正负两相输出刺激波形；其中，所述直流对直流转换电路能够产生由高到低多个电源电压；
第一刺激数据寄存器，与所述中央处理器相连，用于接收并保存来自所述中央处理器的本帧数据信号，并在刺激结束后根据所述中央处理器的控制指令将刺激数据推入第二刺激数据寄存器中；所述第二刺激数据寄存器，与所述中央处理器相连，用于在刺激开始前向中央处理器输出其保存的上帧刺激数据信号。
2.根据权利要求1所述的人工听觉脑干刺激器，其特征在于，所述接收线圈包括：
并联谐振电路，用于从外部接收带有编码信息的射频信号；
半波检波电路，与所述并联谐振电路相连，用于对接入的射频信号进行检波。
3.根据权利要求1所述的人工听觉脑干刺激器，其特征在于，所述控制刺激模块还包括：
Flash存储器，与所述中央处理器相连，用于保存电极阻抗信息并将对应电极的阻抗信息传至所述中央处理器；
电源管理单元，用于为人工听觉脑干刺激器进行供电；
钛钉定位孔，位于包裹电路的钛合金壳体两侧，用于术后头颅上钛钉固定。
4.根据权利要求3所述的人工听觉脑干刺激器，其特征在于，所述电源管理单元包括：
模拟线性稳压电路，用于为人工听觉脑干刺激器中的低压模拟电路供电；
数字线性稳压电路，用于为人工听觉脑干刺激器中的低压数字电路供电；
直流对直流转换电路，用于输出不同电压等级的若干个电压。
5.根据权利要求3所述的人工听觉脑干刺激器，其特征在于，所述中央处理器根据所述Flash存储器保存的电极阻抗和刺激电流幅度计算容顺电压，并选择所述直流对直流转换电路中一路电压输出做为所述刺激驱动电路的电源电压。
6.根据权利要求1所述的人工听觉脑干刺激器，其特征在于，所述平板电极头包括：
平板电极阵列，与所述刺激控制开关阵列相连，用于刺激神经组织并形成听声反应；
固定纱布，用于术后平板电极头的固定。
7.根据权利要求6所述的人工听觉脑干刺激器，其特征在于，所述平板电极头上的任意电极能被选择为刺激电极和回路电极；在每一帧刺激时，所述刺激控制开关阵列根据刺激信息进行选择，并通过刺激电极和回路电极反向选择方式，生成两相刺激波形。
8.根据权利要求6所述的人工听觉脑干刺激器，其特征在于，所述三维定位头由3个硅胶片组成，依次位于所述平板电极阵列的后部，分别与所述平板电极阵列呈45度、90度和135度角。
9.根据权利要求4所述的人工听觉脑干刺激器，其特征在于，所述直流对直流转换电路产生的电源电压包括由高到低2至8个电源电压，电压范围为2.5-25伏。
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