阅读说明：本技术 经选择的同时刺激 (It is seleced to stimulate simultaneously ) 是由 T·莱曼 T·尼加德 于 2018-04-16 设计创作，主要内容包括：本文提出了诸如组织刺激假体的可植入医疗设备,其被配置为将同时的刺激递送给接受者。在一个实施例中,组织刺激假体包括多个电流源、多个电极(例如,电极的线性阵列)以及开关的硬接线电网络,该开关的硬接线电网络在本文中有时被称为“稀疏开关网络”。稀疏开关网络被配置为将电流源中的每个电流源连接到一个以上的电极,并且将电极中的每个电极连接到电流源的仅一个子集。稀疏开关网络被配置为防止相邻的电极连接到相同的电流源。(This paper presents the implantable medical device of such as tissue stimulation prosthese, it is configured as stimulation simultaneously being delivered to recipient.In one embodiment, tissue stimulation prosthese includes the hardwire electric network of multiple current sources, multiple electrodes (for example, linear array of electrode) and switch, and the hardwire electric network of the switch is herein referred to as " sparse switching network ".Sparse switching network is configured as each current source in current source being connected to more than one electrode, and each electrode in electrode is connected to the only one subset of current source.Sparse switching network is configured as that adjacent electrode is prevented to be connected to identical current source.)

经选择的同时刺激

技术领域

本发明总体上涉及组织刺激假体。

背景技术

有几种类型的可植入医疗设备，其通过向接受者的神经、肌肉或其他组织纤维递送电(电流)刺激来进行操作。这些医疗设备(有时在本文中被称为组织刺激假体)通常递送刺激信号(电流)来补偿接受者的不足。例如，当接受者由于耳蜗毛细胞的缺失或破坏而经历感觉神经性听力损失时，诸如耳蜗植入物的刺激组织的听力假体经常被提出，其将声学信号转化为神经冲动。听觉脑干刺激器是另一种类型的刺激组织的听力假体，当接受者由于听觉神经受到损害而感觉神经性听力损失时，可能会提出听觉脑干刺激器。

发明内容

在本文提出的一方面，提供了一种可植入医疗设备。该可植入医疗设备包括：电流源，被配置为生成刺激信号以递送至可植入医疗设备的接受者；刺激电极的阵列；以及多个开关，被配置为将多个电流源中的每个电流源选择性地电连接到多个刺激电极，其中多个开关被布置为防止相邻的刺激电极连接到多个电流源中的相同的电流源。

在本文提出的另一方面，提供了一种组织刺激假体。该组织刺激假体系统包括：多个电极；多个电流源；以及稀疏开关网络，被配置为：(i)将电流源中的每个电流源连接到一个以上的电极，并且(ii)将电极中的每个电极连接到电流源的仅一个子集。

在本文提出的另一方面，提供了一种组织刺激假体。该组织刺激假体系统包括：多个电流源，其中电流源中的每个电流源被配置为产生电刺激信号；刺激电极的阵列，其中电极被配置为将从电流源接收的电刺激信号递送给接受者的组织；以及硬接线电网络，将电流源中的每个电流源连接到电极的仅一个子集。

附图说明

在此结合附图描述本发明的实施例，其中：

图1A是图示根据本文提出的实施例的耳蜗植入物的示意图；

图1B是图示图1A的耳蜗植入物的进一步的细节的框图；

图1C是图示图1A的耳蜗植入物的进一步的细节的示意图；

图2是图示根据本文提出的实施例的经由电极阵列的同时刺激的递送的示意图；

图3是图示根据本文提出的实施例的具有稀疏开关网络的刺激器单元的示意图；

图4A、图4B、图4C、图4D和图4E是图示根据本文提出的实施例的由稀疏开关网络促进/使能的不同示例刺激模式的图；

图5是图示根据本文提出的实施例的具有稀疏开关网络的另一刺激器单元的示意图；

图6是图示根据本文提出的实施例的可以形成稀疏开关网络的一部分的一种类型的开关的示意图；

图7是图示根据本文提出的实施例的可以形成稀疏开关网络的一部分的另一种类型的开关的示意图；

图8是图示根据本文提出的实施例的具有稀疏开关网络的另一刺激器单元的示意图；

图9是图示根据本文提出的实施例的具有稀疏开关网络的刺激器单元的示意图；以及

图10A、图10B、图10C和图10D是图示根据本文提出的实施例的由稀疏开关网络促进/使能的不同示例刺激模式的图。

具体实施方式

本文提出了诸如组织刺激假体的可植入医疗设备，其被配置为将同时的刺激递送给接受者。在一个实施例中，组织刺激假体包括多个电流源、多个电极(例如，电极的线性阵列)以及开关的硬接线电网络，该开关的硬接线电网络在本文中有时被称为“稀疏开关网络”。稀疏开关网络被配置为将电流源中的每个电流源连接到一个以上的电极，并且将电极中的每个电极连接到电流源的仅一个子集。稀疏开关网络被配置为防止相邻的电极连接到相同的电流源。

存在许多不同类型的组织刺激假体，其将刺激信号(电流)递送给接受者(例如，以补偿接受者的不足)。仅为了便于说明，本文参考一种类型的组织刺激假体(即耳蜗植入物)来主要描述本文中提出的实施例。应当理解，本文提出的技术可以与其他组织刺激假体一起使用，包括，例如，听觉脑干刺激器、可植入起搏器、除颤器、深度脑刺激、功能性电刺激设备、止痛刺激器、视觉假体、其他神经或神经肌肉刺激器等。

图1A是被配置为实施本发明的实施例的示例耳蜗植入系统100的示意图。耳蜗植入系统100包括外部部件102和内部/可植入部件104。在该示例中，可植入部件104是耳蜗植入物。图1B是耳蜗植入物104的一部分的示意图。

外部部件102直接或间接地附接到接受者的身体，并且通常包括外部线圈106，并且通常包括相对于外部线圈106固定的磁体(未在图1A中示出)。外部部件102还包括用于检测/接收声音信号的一个或多个声音输入元件108(例如，麦克风、电音线圈等)，以及声音处理单元112。声音处理单元112包括例如电源(未在图1A中示出)和声音处理器(也未在图1A中示出)。声音处理器被配置为处理由声音输入元件108生成的电信号，在所描述的实施例中，声音输入元件108由接受者的耳廓110定位。声音处理器经由例如电缆(未在图1A中示出)将经处理的信号提供给外部线圈106。

耳蜗植入物104包括可植入的主模块(植入物主体)114、引导区域116和细长的耳蜗内刺激组件118。如图1B中所示，主模块114包括气密的壳体120，在该壳体120中布置有内部接收器/收发器单元122(在本文中有时被称为接收器/收发器电路装置或收发器单元)，以及刺激器单元124。刺激器单元124包括多个电流源(刺激器)126(1)-126(N)，其被配置为生成刺激信号(电流)以递送给接受者。如所示的，刺激器单元124还包括开关元件(多个开关)的硬接线电网络，其有时在本文中被称为“稀疏开关网络”125。

诸如电流源126(1)-126(N)的电流源的物理布置/实施方式通常在单片集成电路(IC)上完成以满足植入物的体积需求和功率限制，并且占用大量资源。电流源的一些特征是高分辨率、低功耗、高电压顺从性和快速操作。这些特征需要彼此权衡，并且需要权衡对电流源和相关联的开关装置可用的物理布局面积(例如，IC芯片面积)和/或体积。现代IC技术中的一个特别的限制因素是系统中采用的高顺从性(例如5V-20V)电流电极技术。能够承受如此高的电压的IC器件需要特殊的制造步骤，并且使器件在物理上变大。

收发器单元122连接到可植入线圈127(图1B)，并且通常，磁体(未示出)相对于可植入线圈127固定。外部部件102中的磁体和耳蜗植入物104有助于外部线圈106与可植入线圈127的操作对准。线圈的操作对准使可植入线圈127能够从外部线圈106接收功率和数据，并且可能向外部线圈106发送数据。更具体地，在某些示例中，外部线圈106经由紧密耦合的链路将电信号(例如，功率和刺激数据)传输到可植入线圈127。可植入线圈127通常是导线天线线圈，其包括多匝电绝缘的单股或多股铂或金导线。可植入线圈127的电绝缘由柔性模制(例如，聚硅氧烷模制)提供。应当理解，可以使用各种类型的传送方法，诸如红外(IR)、电磁、电容传送、电感传送等，以将功率从外部设备传送到耳蜗植入物，并且在外部设备和耳蜗植入物之间传送数据。如此，图1A和图1B仅图示了用于将功率和/或数据传送到耳蜗植入物104的一种示例布置。

细长刺激组件118被配置为被至少部分地植入在耳蜗130中，并且包括多个纵向间隔的耳蜗内电极128。刺激组件118延伸穿过耳蜗130中的开口(例如，耳蜗切开术132、圆形窗口134等)，并且具有经由稀疏开关网络125连接到刺激器单元124的近端，以及延伸穿过乳突骨119的引导区域116。

在图1A中还示出了被定位在接受者的耳蜗的外侧(外部)的两个耳蜗外电极140(1)和140(2)。包括嵌入在电绝缘材料中的一个或多个导线或引线的参考引线区域142将耳蜗外电极140(1)和140(2)电连接到稀疏开关网络125。如下面进一步描述的，在某些布置中，当经由一个或多个耳蜗内电极128(1)-128(22)递送刺激电流时，耳蜗外电极140(1)和140(2)可以用作相对电极。在本文中有时使用术语“植入电极”来总体地和共同地指代耳蜗内电极128(1)-128(22)以及耳蜗外电极140(1)和140(2)。然而，在本文中有时使用术语“刺激电极”或“主电极”来指代耳蜗内电极128(1)-128(22)，以与耳蜗外电极140(1)和140(2)分离，因为耳蜗内电极被定为在目标神经细胞(即要被刺激的神经细胞)附近。相反，耳蜗外电极140(1)和140(2)是补充刺激/主电极(即耳蜗内电极)的操作的“参考电极”。应当理解，本文中的术语“刺激电极”或“主电极”通常指代被定位在目标神经细胞附近并且作为对接受者的主刺激源操作的电极的组，而排除了远离目标神经细胞定位的电极。

图1C是提供图1A的刺激组件118被植入在耳蜗130中时的更详细视图的示意图。图1C图示了特定的布置，其中刺激组件118包括二十二(22)个电极128，在图1中被标记为电极128(1)至128(22)。电极128(1)-128(22)形成电极阵列150。然而，应当理解，本文提出的实施例可以以具有不同数目的电极的备选布置来实施。

如所示的，电极128(1)是最基底/近端的电极，而电极设备128(22)是最远/顶端的电极。电极128(1)-128(22)均布置在电绝缘主体144中，电绝缘主体144例如由弹性体或其他弹性柔性材料形成。电极128(1)-128(22)全部经由导线129(图1B)连接到稀疏开关网络125，导线129穿过刺激组件118的主体144和引线区域116(未在图1B或图1C中示出)。为了便于说明，这些导线129已从图1C中省略。图1C还图示了被定位在接受者耳蜗外部的耳蜗外电极140(1)和140(2)和参考引线区域142一部分。

返回图1B，主模块114还包括能量存储设备132(例如，植入电池或短期能量存储电容器)、功率管理单元134、数据获取单元136和控制器(控制单元)138。功率管理单元134被配置为使用能量存储设备132向刺激器单元124提供合适的刺激功率(VDD)。如上所述，收发器122被配置为使得能够与耳蜗植入系统100的其他部件进行通信(例如，经由可植入线圈127)。数据获取单元136被配置为获取数据，诸如电极电压、神经反应信号、植入物健康状况和诊断信号等。控制器138被配置为控制主模块114的各种其他部件的操作。为了便于说明，从图1B中省略了主模块114的各个部件之间的连接。还应当理解，主模块114可以包括其他元件，诸如测试接口、诊断功能等，如本领域技术人员将理解的那样。为了便于说明，已经从图1B中省略了与本公开不相关的这些各种其他元件。

如所指出的，主模块114还包括刺激器单元124，如上所述，刺激器单元124包括多个电流源126(1)-126(N)和稀疏开关网络125。如本文所使用的，“电流源”包括一个或多个电子电路元件，其递送(提供(source))和/或吸收(汲取)电流。同样如本文所使用的，术语“提供”和“汲取”是用于定义接受者的组织中电流流动的方向的术语。作为“提供”(即提供/递送电流)的电流源提供流入接受者的组织(即负载)的电流。作为“汲取”(即汲取/吸收电流)的电流源提供从接受者的组织流出的电流。如此，术语“电流源”或“刺激器”应当被广义地解释为包括可以提供电流、汲取电流，或既可以提供电流又可以汲取电流的任何元件。

如下面进一步描述的，稀疏开关网络125被配置为在不同的时间选择性地将电流源126(1)-126(N)中的每个电流源连接到植入电极的仅一个子集(即，耳蜗内电极128(1)-128(22)和耳蜗外电极140(1)和140(2))。即，如下面进一步描述的，稀疏开关网络125包括有限/受约束数目的开关元件(开关)，其被布置为在给定时间将刺激器单元124中的电流源中的每个电流源仅连接到有限数目的植入电极。在某些实施例中，稀疏开关网络125中的开关被布置为防止相邻的耳蜗内电极连接到相同的电流源。备选地或附加地，稀疏开关网络125可以被配置为在不同的时间将电流源126(1)-126(N)中的每个电流源连接到一个以上的植入电极。另外，稀疏开关网络125可以被配置为将植入电极中的每个植入电极连接到电流源的仅一个子集。

图1A-图1C图示了其中耳蜗植入系统100包括外部部件的布置。然而，应当理解，本发明的实施例可以在具有备选布置的耳蜗植入系统或其他假体系统中实施。例如，本发明的实施例还可以在完全可植入的耳蜗植入物或另一种类型的完全可植入的组织刺激假体中实施。在完全可植入的假体中，所有组件都被配置为植入在接受者的皮肤/组织下，如此，假体就可以操作至少有限的时间段，而无需外部设备。

还应当认识到，图1A、图1B和图1C仅图示了耳蜗植入系统100的某些部件。如此，图1A、图1B和图1C的示例是说明性的，并且根据本文提出的实施例的耳蜗植入系统可以包括未在图1A、图1B和图1C中示出的其他组件或元件。

常规地，耳蜗植入物使用顺序单极刺激来唤起听力感知。在顺序单极刺激中，耳蜗内电极用于提供刺激信号(电流)，并且耳蜗外电极用于汲取刺激信号。另外，一次仅使用一个电极来将刺激信号递送给接受者，并且可以按预先确定的顺序使用多个不同的电极。递送顺序单极刺激的耳蜗植入物通常利用一个电流源，该一个电流源可选择性地连接到任意的耳蜗内电极，以便经由任意的电极递送刺激信号。另一个电流源可选择性地连接到耳蜗外电极，以便汲取刺激信号。

理想地，期望刺激信号仅刺激接受者的耳蜗的狭窄区域(即，螺旋神经节神经元的狭窄区域)，使得来自相邻刺激通道的所得神经响应具有最少的重叠。然而，单极刺激通常表现出高度的重叠，使得目标神经元群体可以被几个不同的单极通道(即，在不同的耳蜗内电极处递送的单极刺激)激发。因此，为了减少激发的神经群体的大小，已经开发了其他类型的刺激策略，包括双极、三极、聚焦多极((FMP)，又名“相控阵列”)刺激等，其在本文中通常并且共同地被称为“聚焦刺激策略”或“聚焦刺激”。这些聚焦的刺激策略通常采用某种形式的同时刺激，其中使用不同的幅度和不同的极性(即，不同的电流方向)，基本上同时经由多个不同的电极递送刺激信号，以便精确地控制在接受者的组织中的电流。

图2是图示经由图1A-图1C的刺激组件118递送聚焦刺激的示意图。如上所述，耳蜗内电极128(1)-128(22)包括被定位在耳蜗内部的线性电极阵列150，而耳蜗外电极140(1)和140(2)被定位在耳蜗外部。

在图2的示例中，使用一组连续的耳蜗内电极(即耳蜗内电极128(4)-128(8))来同时提供或汲取电流(即，以不同的大小和不同的极性/方向递送电流)，以便精确地控制组织中的电流流动。更具体地，电极128(4)和128(8)提供(即，递送正极性电流)0.1mA的电流，电极128(5)和128(7)提供0.2mA的电流，并且电极128(6)汲取1mA的电流。另外，在该示例中，还使用耳蜗外电极140(1)来提供附加的0.4mA电流。换句话说，图2图示了其中除了耳蜗内电极(E4-E8)之外还使用额外的耳蜗电极(EE1)的布置。如下面进一步描述的，可以由稀疏开关网络125(图1B)来产生图2中所示的聚焦刺激，稀疏开关网络125被配置为在不同时间选择性地将刺激器单元124中的电流源126(1)-126(N)中的每个电流源连接到电极128(1)至128(22)的仅一个子集，和/或连接到耳蜗外电极140(1)和140(2)。

相对于单极刺激策略，诸如图2中所示的聚焦刺激(以及其他同时刺激，其中经由多个耳蜗内电极同时递送刺激信号)通常在预期的可激发组织处提供更好的刺激电流集中，这可能在耳蜗植入物接受者中获得更好的听力结果。

为了获得刺激电流轮廓(即，如何递送刺激信号)上的完全灵活性，每个耳蜗内电极可以具有专用电流源，该专用电流源控制经由该特定电极(即电流源与耳蜗内电极之间一一对应)递送的电流。另一个选择是经由常规的完整/全开关矩阵(能够将任何电流源切换到任何电极的开关的矩阵)将每个电流源链接到所有电极，以实现类似的灵活性。

本申请的发明人已经认识到，在许多同时刺激策略中，没有必要同时经由所有耳蜗内电极进行刺激。而是，发明人已经认识到，在特定情况下，在一个时间点，仅经由耳蜗内电极的一个子集来同时刺激就足够了，因此，为了提供具有同时刺激功能的有用系统，电流源与耳蜗内电极之间的一一对应不是必须的。发明人还认识到，最有用的同时刺激策略表现出的电极模式不需要每个电流源和所有电极之间的完全互连(例如，由常规的全开关矩阵提供)。因此，本文提出了用于耳蜗植入物或其他组织刺激性假体的新布置，其使假体能够向接受者提供同时的刺激，但是利用有限数目的电流源和开关来这样做。

例如，图3是图示根据本文提出的实施例的刺激器单元124(在本文被称为刺激器单元324)的一个实施例的示意图。在该实施例中，刺激器单元324包括六个电流源(刺激器)326(1)-326(6)和稀疏开关网络325。稀疏开关网络325由在控制单元360的控制下操作的多个开关元件(开关)355形成。为了便于说明，从图3中省略了开关355和控制器360之间的连接。虽然图3图示了形成刺激器单元324的一部分的控制器360的存在，但是应当理解，这仅是说明性的，并且开关355可以由诸如植入物控制器(例如，图1B中的控制器138)的单独的控制器来控制/致动。

刺激器单元324被示为具有耳蜗外电极140(1)和140(2)，以及图1A-图1C和2的电极阵列150。电极阵列150中的耳蜗内电极128(1)-128(22)中的每个电极经由对应的导线129(1)-129(22)电连接到稀疏开关网络325。类似地，耳蜗外电极140(1)和140(2)分别经由导线129(23)和129(24)连接到稀疏开关网络325。

根据本文提出的实施例，稀疏开关网络325被配置为在不同的时间，将电流源326(1)-326(5)中的每个电流源选择性地连接到多个(即，一个以上)耳蜗内电极128(1)-128(22)，并且将耳蜗内电极128(1)-128(22)中的每个耳蜗内电极选择性地连接到电流源326(1)-326(5)的仅一个子集。另外，稀疏开关网络325被配置为将电流源326(6)选择性地连接到耳蜗外电极140(1)和/或耳蜗外电极140(2)。换句话说，稀疏开关网络325是包括多个开关355的硬接线电网络，多个开关355被配置为在不同的时间，将电流源326(1)-326(6)中的每个电流源选择性地连接到植入电极(即，电极128(1)-128(22)、140(1)或140(2))中的仅一个子集。多个开关355被布置为防止相邻的耳蜗内电极128(1)-128(22)连接到相同的电流源326(1)-326(5)。当连接到电极时，电流源326(1)-326(6)可以均提供或汲取电流。

如图3中所示，电流源326(1)-326(6)中的每个电流源连接到对应的分布线365(1)-365(6)。在某些实施例中，稀疏开关网络325被布置为使得每个耳蜗内电极128(1)-128(22)可以被切换到分布线365(1)-365(5)中的一个且仅一个分布线，而耳蜗外电极140(1)和140(2)可以均连接到分布线365(6)。换句话说，在某些实施例中，植入电极(即128(1)-128(22)、140(1)、140(2))中的每个植入电极在稀疏开关网络325中具有单个相关联的开关355，其将对应的电极选择性地电连接到电流源326(1)-326(6)中的一个且仅一个电流源(或使对应的电极与其断开电连接)。

如所示的，存在可以连接到耳蜗内电极128(1)-128(22)的五个电流源326(1)-326(5)，以及可以连接到耳蜗外电极140(1)和140(2)的第六电流源326(6)。因此，在图3的示例中，稀疏开关网络325还被配置为使得每五个耳蜗内电极可以连接到相同的分布线365(1)、365(2)、365(3)、365(4)或365(5)，并且因此连接到相同的电流源326(1)、326(2)、326(3)、326(4)或326(5)。更一般地说，存在可连接到耳蜗内电极128(1)-128(22)的“M”个电流源，并且稀疏开关网络325被配置为将每M个耳蜗内电极连接到相同的分布线，并且因此连接到相同的电流源。

M个电流源与每M个耳蜗内电极的连接使得刺激器单元能够根据许多不同的刺激模式将电流递送至接受者。例如，图4A-图4E是图示由图3的稀疏开关网络325促进/使能的不同示例刺激模式的图。在图4A-图4E的示例中，电流源326(1)、326(2)、326(3)、326(4)、326(5)和326(6)分别由标签S1、S2、S3、S4、S5和S6表示。类似地，耳蜗内电极128(1)、128(2)、128(3)等由相应的标签E1、E2、E3等表示，并且耳蜗外电极140(1)和140(2)分别由标签EE1和EE2表示。

通常，稀疏开关网络325能够经由任意M个(即5个)或更少的顺序刺激点(耳蜗内电极)同时提供和/或汲取刺激信号(例如，提供和/或汲取电流)，在连续刺激点之间有零到三个无效电极。例如，图4A图示了一个示例，其中经由五个连续的电极(即，在每个刺激点之间没有无效电极)同时地提供/汲取刺激，其中也在耳蜗外电极提供或汲取电流。图4B和图4C均图示了示例，其中经由通过一个无效电极各自彼此分离的多个电极(即，在每个刺激点之间存在一个无效电极)同时地提供/汲取刺激，其中也在耳蜗外电极提供或汲取电流。图4B和图4C的示例的彼此不同之处在于，在每个示例中使用不同的电极来提供/汲取电流。相应地，图4B和图4C图示了接受者的耳蜗内的不同刺激位置。

图4D图示了一个示例，其中经由通过两个无效电极(即，每个刺激点之间有两个无效电极)而彼此分离的多个电极来同时地提供/汲取刺激，并且在耳蜗外电极处不提供或汲取电流。图4E图示了一个示例，其中经由通过三个无效电极(即，每个刺激点之间存在三个无效电极)而彼此分离的多个电极同时地提供/汲取刺激，其中在耳蜗外电极也提供或汲取电流。

如上所述，图4A-图4E中所示的刺激模式是说明性的，并且其他刺激模式也是可能的。在某些布置中，刺激模式可以取决于M的值(即，可连接到耳蜗内接触的电流源的数目)。例如，如果M是奇数，则根据本文提出的实施例的稀疏开关网络可以使得能够在2M-1个连续电极的每个第二电极处进行刺激。如果M是奇数质数，则稀疏开关网络允许在KM-X+1个连续电极中的M个上进行刺激，在每个刺激点之间有X-1个无效电极，其中X是自然数。

图3和图4A-图4E一般地图示了其中刺激器单元中存在M+1个电流源的布置，其中“M”个电流源可选择性地连接到耳蜗内电极，并且附加的电流源(即，“+”1个电流源)可选择性地连接到耳蜗外电极。图5是图示了通过使用M+2个电流源来提供增加的灵活性的一个备选实施例的示意图。

更具体地，图5图示了刺激器单元124的一个实施例(在本文中被称为刺激器单元524)，其包括七个电流源526(1)-526(7)和稀疏开关网络525。稀疏开关网络525由多个开关元件(开关)555形成，开关元件(开关)555在控制单元(控制器)560的控制下操作。类似于图3的布置，为了便于说明，已经从图5中省略了开关555和控制器560之间的连接，并且应当理解，在刺激器单元524中存在控制器560是说明性的(即，开关555可以由诸如植入物控制器的单独的控制器来控制/致动)。

刺激器单元524被示为具有耳蜗外电极140(1)和140(2)以及图1A-图1C和图2的电极阵列150。电极阵列150的耳蜗内电极128(1)-128(22)经由对应的导线129(1)-129(22)电连接到稀疏开关网络525。类似地，耳蜗外电极140(1)和140(2)分别经由导线129(23)和129(24)连接到稀疏开关网络525。

根据本文提出的实施例，稀疏开关网络525被配置为在不同的时间，将电流源526(1)-526(5)中的每个电流源选择性地连接到多个(即，一个以上)耳蜗内电极128(1)-128(22)，并且将耳蜗内电极128(1)-128(22)中的每个耳蜗内电极连接到电流源526(1)-526(5)的仅一个子集。另外，稀疏开关网络525被配置为将电流源526(1)选择性地连接到耳蜗外电极140(1)和/或耳蜗外电极140(2)。换句话说，稀疏开关网络525是将电流源526(1)-526(6)中的每个电流源连接到植入电极(即，电极128(1)-128(22)、140(1)或140(2))的仅一个子集的硬接线电网络。多个开关555被布置为防止相邻的耳蜗内电极128(1)-128(22)连接到相同的电流源526(1)-526(5)。

如图5中所示，电流源526(1)-526(6)中的每个电流源连接到对应的分布线565(1)-565(6)。在某些实施例中，稀疏开关网络525被布置为使得每个耳蜗内电极128(1)-128(22)可以连接到分布线565(1)-565(5)中的一个并且仅一个分布线，而耳蜗外电极140(1)和140(2)可以均连接到分布线565(6)。换句话说，在某些实施例中，植入电极(即电极128(1)-128(22)、140(1)和140(2))中的每个植入电极在稀疏开关网络525中具有相关联的开关555，该相关联的开关555将对应的电极选择性地电连接到电流源526(1)-526(6)中的一个并且仅一个电流源(或使对应的电极与之断开电连接)。

如所指出的，刺激器单元524还包括第七电流源526(7)(在本文中有时被称为辅助电流源)，其可以选择性地连接到任意的植入电极(即，电极128(1)-128(22)、140(1)或140(2))。更具体地，稀疏开关网络525包括第七分布线565(7)(在本文中有时被称为补充或辅助分布线)，植入电极中的每个植入电极可以电连接到该第七分布线。换句话说，植入电极(即电极128(1)-128(22)、140(1)和140(2))中的每个植入电极具有相关联的主开关555以及稀疏开关网络525中的相关联的辅助开关555，主开关555将电极电连接到电流源526(1)-526(6)中的一个电流源，辅助开关555将对应的电极选择性地电连接到辅助分布线565(7)以及因此电流源526(7)(或使对应的电极与之断开电连接)。

在图5的布置中，电流源526(1)-526(6)在本文中被称为“主”电流源，而如所指出的，电流源526(7)有时被称为“辅助”电流源。稀疏开关网络525中的多个开关555被布置为将多个植入电极中的每个植入电极选择性地连接到主电流源526(1)-526(6)中的仅一个主电流源，并且将所有的植入电极选择性地连接到辅助电流源526(7)。

总之，图5的稀疏开关网络525包括与植入电极128(1)-128(22)、140(1)和140(2)中的每个植入电极相关联的两个开关555。与电极相关联的两个开关555中的第一个开关使得相应的电极能够选择性地连接到主电流源526(1)-526(6)中的一个且仅一个主电流源，而与电极相关联的两个开关555中的第二个开关使得相应的电极仅选择性地连接到辅助电流源526(7)。将任意的电极128(1)-128(22)、140(1)和140(2)连接到辅助电流源526(7)比图3中所示的布置增加了刺激灵活性。

已经参考包括“开关元件”或“开关”的稀疏开关网络描述了以上实施例。如本文所使用的，术语“开关元件”和“开关”应当被广义地解释为包括可以被控制以选择性地创建/形成和终止/断开电连接的任意元件。例如，如本文所使用的，术语“开关元件”和“开关”应当被解释为包括低阻抗浮动开关、高侧/低侧(双路径)开关以及其他电路元件。

图6是图示示例浮动开关655的示意图，该示例浮动开关655可以形成根据本文提出的实施例的稀疏开关网络的一部分。如所示的，示例浮动开关655由两(2)个厚氧化物金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)657(1)和657(2)形成，其作为稀疏开关网络的一部分将电流源626选择性地连接到电极629。

图7是图示示例高侧/低侧开关755的示意图，该示例高侧/低侧开关755可以形成根据本文提出的实施例的稀疏开关网络的一部分。如所示的，示例高侧/低侧开关755由两个漏极扩展的MOSFET 659(1)和659(2)形成，其作为稀疏开关网络的一部分，被配置为将电流源726选择性地连接到电极729。图7图示了经由单独的导线提供和汲取电流中的布置。因此，在该实施例中，当经由电极729提供电流时，MOSFET 759(1)闭合(导通)，并且电流沿由箭头762所示的方向流动。当经由电极729汲取电流时，MOSFET 759(2)闭合(导通)并且电流沿由箭头764所示的方向流动。即，在图7中，开关755的第一侧用于递送电流，而开关755的第二侧用于汲取电流。使用高侧/低侧开关755(有时被称为双路径开关)可能是有利的，因为这些类型的开关比例如浮动开关消耗更少的IC面积。

应当理解，图6和图7的示例仅是说明性的，其他类型的开关/切换元件也可以或备选地用在本文提出的稀疏开关网络中。本领域技术人员还应当理解，以上描述描述了根据本发明的实施例的稀疏开关网络的核心架构，并且其他变型也在本发明的范围内。例如，稀疏开关网络中的每个电极点可以具有附加开关，以用于连接测量设备或进行刺激后的电极短路。还应当理解，每个刺激器可以具有两条物理分布线/导线(一条用于汲取电流，一条用于提供电流)，使得可以避免使用低阻抗浮动开关。下面参考图8描述这种布置。

图8图示了刺激器单元124的一个实施例(在本文中被称为刺激器单元724)，其利用了图7所示的元件。为了便于说明，刺激器单元724被示为具有耳蜗外电极140(1)和140(2)以及图1A-图1C和图2的电极阵列150。

如所示的，刺激器单元724包括六个电流源726(1)-726(6)和稀疏开关网络725。稀疏开关网络725由多个高侧/低侧开关755(如图7所示)和多条分布线765形成。电流源726(1)-726(6)中的每个电流源被布置为使得电流经由稀疏开关网络725的不同的分布线765而被提供和汲取(即，每个电流源726(1)-726(6)具有与其相关联的两条物理分布线/导线765，一条用于汲取电流，另一条用于提供电流)。连接到相同电流源726(1)-726(6)的两条分布线765都可以经由相同的高侧/低侧开关755选择性地连接到电极。例如，如图8中所示，与726(1)相关联的两条分布线765均都可以经由单个高侧/低侧开关755连接到电极128(1)(即，连接到导线129(1))。与726(1)相关联的这两条分布线765也可以经由其他的单个高侧/低侧开关755连接到其他电极(例如，电极128(6)、128(11)、128(16)和128(21))

通常，高侧/低侧开关755在诸如(控制器)760、植入控制器等的控制单元的控制下操作，以在不同的时间，将电流源726(1)-726(5)中的每个电流源选择性地连接多个(即一个以上)耳蜗内电极128(1)-128(22)，并且将耳蜗内电极128(1)-128(22)中的每个耳蜗内电极连接到电流源726(1)-726(5)的仅一个子集。另外，稀疏开关网络725被配置为将电流源726(6)选择性地连接到耳蜗外电极140(1)和/或耳蜗外电极140(2)。换句话说，稀疏开关网络525是将电流源726(1)-726(6)中的每个电流源连接到植入电极(即，电极128(1)-128(22)、140(1)或140(2))的仅一个子集的硬接线电网络。多个开关555被布置为防止相邻的耳蜗内电极128(1)-128(22)连接到相同的电流源726(1)-726(1)。当连接到电极时，电流源726(1)-726(6)可以分别经由两条相关联的分布线765中的一个分布线来提供或汲取电流。

刺激设备的设计通常是由在可用刺激策略中提供最大灵活性的需求所驱动的(例如，在任何情况下都经由所有的电极进行刺激)。本文提出的实施例与这些通常的设计选择不相关。特别地，本文提出的实施例有意地降低刺激灵活性，以便减小硬件尺寸/成本。通过限制电流源的数目和同时限制开关网络的尺寸，本文提出的实施例提供了对硬件资源的有效使用，以实现同时刺激能力。结果，相对于基于一对一架构的常规IC，本文提出的技术使得能够以减小的尺寸设计IC(转换为减小的植入物体积)，但是仍然提供同时的功能。另外，本文提出的技术可以通过减少电流源和/或开关的数目来减少植入物功率要求。

图1A-图8总体地图示了稀疏开关网络与一维(线性)电极阵列的使用。应当理解，根据本发明的实施例的稀疏开关网络也可以与二维电极阵列一起使用。二维电极阵列可以用于例如脑干刺激器、视力假体等。

在与二维电极阵列一起使用的稀疏开关网络中，刺激器单元包括布置为“K”组(即，第1、2、3...K组)的多个刺激器。“K”组刺激器中的每个组都包括“M_k”个刺激器，其中“k”是从1到K的整数。不同的K组刺激器可以包括相同或不同数目的刺激器(即M_k可以等于或可以不等于M)。如下面进一步描述的，与二维电极阵列一起使用的稀疏开关网络被配置为使得每组刺激器能够以与一维阵列相同的方式来服务每K行电极。

二维电极阵列包括“J”行电极。这些“J”行中的每行包括“N_j”个电极，其中j是从1到J的整数。同样，不必所有的电极行都具有相同数目的电极，但是可以设置N_j＝N。为了适当地节省硬件，假设每行中的电极数目大于为该行服务的刺激器的数目(即N_j>M_k或可能地N_j>>M_k)，并且行的数目大于刺激器组的数目(即，J>K或可能地J>>K)。

图9是图示根据本文提出的实施例的刺激器单元924的示意图，刺激器单元924包括十(10)个刺激器926(1)-926(10)和稀疏开关网络925。稀疏开关网络925被配置为将刺激器926(1)-926(10)选择性地连接到二维电极阵列950。

稀疏开关网络925由在控制单元(控制器)960的控制下操作的多个开关元件(开关)955形成。为了便于说明，从图9中已经省略了开关955与控制器960之间的连接。尽管图9图示了形成刺激器单元924的一部分的控制器960的存在，但是应当理解，这仅是说明性的，并且开关955可以由单独的控制器控制/致动。

在该示例中，电极阵列950包括九十(90)个电极928(1)-928(90)，其被组织成均包括10个电极的多个不同的行/队931(1)-931(9)。在图9中还示出了两个参考电极940(1)和940(2)。在图9的示例中，存在三组刺激器(即，K＝3)，被称为组985(1)、985(2)和985(3)。这三组中的每个组包括三个刺激器(即，M_k＝3和M_k＝M)。如所指出的，存在九行电极931(1)-939(9)(即，J＝9)，其中每行包括10个电极(即，N_J＝10且N_J＝N)。还存在为两个参考电极940(1)和940(2)服务的额外的刺激器926(1)。

根据本文提出的实施例，稀疏开关网络925被配置为在不同的时间，将电流源926(1)-926(9)中的每个电流源选择性地连接到多个(即，一个以上)电极928(1)-928(90)，并且将电极928(1)-928(90)中的每个电极选择性地连接到电流源926(1)-926(9)的仅一个子集。另外，稀疏开关网络925被配置为将电流源926(10)选择性地连接到参考电极940(1)和/或参考电极940(2)。换句话说，稀疏开关网络925是包括多个开关955的硬接线电网络，该多个开关955被配置为在不同时间，将电流源926(1)-926(10)中的每个电流源选择性地连接到植入电极(即，电极928(1)-928(90)、940(1)或940(2))的仅一个子集。

更具体地，在图9的示例中，稀疏开关网络925被配置为使得刺激器的每个组985(1)、985(2)和985(3)能够以与一维阵列相同的方式来服务每三行电极。例如，刺激器926(1)、926(2)和926(3)形成刺激器组985(1)，刺激器926(4)、926(5)和926(6)形成刺激器组985(2)，并且刺激器926(7)、926(8)和926(9)形成刺激器组985(3)。稀疏开关网络925被配置为使得组985(1)中的刺激器可以选择性地连接到行931(1)、931(4)和931(7)中的电极，而组985(2)中的刺激器可以选择性地连接到行931(2)、931(5)和931(8)中的电极(即，每三行电极)。组985(3)中的刺激器可以选择性地连接到行931(3)、931(6)和931(9)中的电极。

图9的稀疏开关网络925使得能够根据许多不同的刺激模式向接受者递送电流。例如，图10A-图10D是图示由图9的稀疏开关网络925促进/使能的不同示例刺激模式的图。在图10A-图10D的示例中，电流源926(1)、926(2)、926(3)、926(4)、926(5)、926(6)、926(7)、926(8)、926(9))和926(10)分别由标签S1、S2、S3、S4、S5、S6、S7、S8、S9和S10表示。类似地，电极928(1)、928(2)、928(3)等由相应的标签E1、E2、E3等表示，并且参考电极940(1)和940(2)分别由标签EE1和EE2表示。

一般而言，当查看单独的行时，图10A-图10D的示例具有与一维阵列类似的可能性。行931(1)-939(9)中的每行可以以与一维阵列内的电极相同的模式进行服务(例如，任意K个连续行、对2K+1个行，每二行，等等)。但是，如所示的，因为在一个组中的刺激器不必全都服务于相同的行，所以增加了附加的灵活性。

为了便于说明，图9图示了矩形二维阵列950。应当理解，根据本文提出的实施例的稀疏刺激网络也可以与具有其他形状的二维阵列(例如，正方形、六边形阵列等)一起使用，并且矩形二维阵列的使用是说明性的。

仅为了便于说明，参考一种类型的组织刺激假体(即耳蜗植入物)来主要描述本文提出的实施例。然而，应当理解，本文提出的技术可以与其他组织刺激假体一起使用，包括，例如，听觉脑干刺激器、可植入起搏器、除颤器、功能性电刺激设备、止痛刺激器、视觉假体、其他神经或神经肌肉刺激器等。

应当理解，上述实施例不是相互排斥的，并且可以以各种布置彼此组合。

本文描述和要求保护的发明的范围不受本文公开的特定优选实施例的限制，因为这些实施例旨在作为说明，而不是限制本发明的几个方面。任何等同的实施例都旨在在本发明的范围内。实际上，除了本文中示出和描述的那些之外，根据前述描述，本发明的各种修改对于本领域技术人员将变得显而易见。这种修改也旨在落入在所附权利要求的范围内。