一种高性能人造视网膜微刺激器的设计

　　人造视网膜技术的应用对象是因视网膜疾病,如视网膜色素变性( Ret init is Pigmentosa: RP) 或年龄相关性黄斑病变( Age- related Macular Degeneration: AMD) 而丧失视觉的失明人士。人造视网膜技术基本原理是通过在视网膜上植入一种生物微电极阵列刺激残存的内层视网膜细胞以产生视觉神经冲动, 并传给视皮层, 从而产生一定的视觉[ 1] 。依据微电极阵列在视网膜中植入位置的不同, 其系统解决方案可分为两种: Sub-retinal 型( 安放于视网膜内的) [ 2-4] 和Ep-i retinal 型( 安放于视网膜表面的) [ 5-6] 。Sub-retinal Prosthesis 系统的基本原理是利用植入微电极阵列中的光电二极管替代受损的感光层细胞, 接受外部光线并将其转化成刺激电流以刺激视网膜上残余完好神经。Ep-i retinal Pro sthesis 系统则由眼外系统和眼内植入系统组成: ( 1) 眼外系统首先通过外部微型摄像头获取图像并进行一定的信号处理, 然后进行编码并按照预定义的帧格式打包, 形成包含视频信息的刺激脉冲信息比特流, 最后采用射频调制技术实现比特流的无线传输。( 2) 植入系统则首先通过接收端电路实现射频信号的无线接收, 并进行信号解调和能量恢复, 恢复的能量将为整个植入系统供能, 解调的数据则通过微刺激器产生刺激微电极阵列的刺激脉冲, 刺激人眼的视网膜神经使患者感知一定的视觉。

　　无论是Sub-ret inal 还是Ep-i ret inal 系统方案,人造视觉系统人体植入实验结果表明: 植入者在给定的刺激下能够感受到一定的视觉, 并且施加刺激的几何位置与产生视觉的几何位置是相匹配的。例如, 德国的Zrenner 小组( Sub- ret inal 型) 采用单个电极进行的人体视觉刺激实验结果表明, 植入者能够感受豌豆大小的光点[ 7] 。德国的Bo nn( Ep-i ret-inal 型) 人体试验中, 一部分植入者在单个电极的刺激下能够感受到光点, 在多个电极的同时刺激下能够感受到光点排成的线, 甚至, 当按照一定的次序刺激电极时, 一个植入者能够感受到刺激点的移动[ 8] 。

　　然而, 迄今人体实验尚未发现更加详细的视觉信息产生的报道[ 9] 。增加电极数目成为提高人造视觉技术的一个可能发展方向, 但这也增加了传输和处理的数据量, 使得植入刺激器芯片需要具备处理更多数据的能力, 从而增加了刺激芯片的设计技术难度,主要体现在三个方面: ( 1) 能量传输效率问题。当电极数目达到上千个时( 如32x 32) , 需要处理的图像数据率则高达十几Mbit/ s, 载波频率也随之提高,从而导致能量传递效率降低[ 1 0-11] , 植入芯片的射频供能是需要解决的技术难题。( 2) 高阻抗、宽摆幅刺激器的设计难题。由于生物环境的不稳定性, 使得刺激器所驱动的负载呈现出不稳定性。这个特点要求微刺激器的输出驱动电路具有较高的输出阻抗和输出电压摆幅, 以保证微刺激器能够提供精确而稳定的刺激脉冲。( 3) 电荷平衡问题。微刺激器作为植入系统的一部分, 需要保证非常高的安全性, 所以要求微刺激器提供如图1 所示的双阶段刺激脉冲,使得阴极阳极的电荷能够相互抵消。但是由于器件和工艺等不匹配因素, 使得阴极和阳极电荷不可能完全抵消, 导致眼内电荷的积累, 进而对植入设备造成腐蚀, 对人眼造成伤害[ 12] 。为了解决上述技术难题, 国外一些研究团队给出了相应的解决方案, 如Ghov anloo 等人提出了一种高输出阻抗的驱动电流源设计方案以提高微刺激器对生物环境的适应性[ 13] ; Kel ly E. Jones 等人则提出了采用在片( onchip)时钟计数器和RAM 策略以减小必须传输的数据量[ 11] 。但是, 这些文献中都没有针对上述技术难点给出完整的微刺激器方案。本文基于以上研究, 提出了一种高性能人造视网膜微刺激器的设计方案, 该方案考虑了传输数据率和输出驱动电流的生物环境适应性方面的性能, 同时, 还提出了一种电荷平衡机制, 消除了眼内的电荷积累效应。