用於可植入刺激設備的晶片間通信的製作方法
2023-04-30 21:33:51 2
用於可植入刺激設備的晶片間通信的製作方法
【專利摘要】一種設備，包括：第一集成電路（IC）；第二IC，被配置為基於接收的數據向第一IC提供指令，其中第一IC是高電壓IC，而第二IC是低電壓IC；以及在第一IC和第二IC之間的通信接口，包括並行數據線路的數據總線。第二IC被配置為基於所接收的數據選擇多種不同的通信模式中的一種通信模式，以經由通信接口向第一IC提供指令，其中每種模式由被用來向第一IC提供指令的地址數據的數量和配置數據的數量來定義。
【專利說明】用於可植入刺激設備的晶片間通信
[0001]相關申請的交叉引用
[0002]本申請要求於2011年4月20日提交的美國專利申請號13/090，833的優先權。【技術領域】
[0003]本發明總體上涉及可植入刺激設備，並且尤其涉及用於可植入刺激設備的晶片間通信。
【背景技術】
[0004]具有一個或多個可植入組件的可植入刺激設備在各種應用中被用來向受者提供電刺激。示例性的可植入刺激設備包括聽覺假體(hearing prostheses)、心臟設備(cardiac device)、失禁設備(incontinence device)以及其它治療和診斷設備。
[0005]對於可植入刺激設備而言，功耗是關鍵的設計考慮。在一些可植入刺激設備中，使用外部設備經由經皮感應鏈路或另外的布置而通過皮膚向可植入刺激設備提供功率。例如，像在許多耳蝸植入體中那樣，鏈路可以被操作為向可植入刺激設備連續提供功率，或者可以被周期性地操作，以便向可植入功率存儲設備(或「電源」)提供功率。對於一些可植入刺激設備而言，一種替換方式是使用可以通過小型手術進行更換的可植入電源。然而，在這些替換方式中的每一種替換方式中，可在可植入刺激設備內獲取的功率是非常有限的。
【發明內容】
[0006]在本發明的一個方面，提供了一種設備，其包括第一集成電路(IC);第二 IC,被配置為基於接收的數據向第一 IC提供指令，其中第一 IC是高電壓1C，而第二 IC是低電壓IC;以及在第一 IC和第二 IC之間的通信接口，包括並行數據線路的數據總線。第二 IC被配置為基於所接收的數據選擇多種不同的通信模式中的一種通信模式，以經由通信接口向第一IC提供指令，其中每種模式由被用來向第一 IC提供指令的地址數據的數量和配置數據的數量來定義。
[0007]在本發明的另一方面，提供了一種刺激醫療設備。該刺激醫療設備包括刺激器集成電路(1C)，其被配置為響應於刺激指令經由多個電極輸出電刺激；處理器1C，其被配置為基於接收的數據向刺激器IC提供刺激指令；以及在刺激器IC和處理器IC之間的通信接口，包括並行數據線路的數據總線，其中處理器IC被配置為基於所接收的數據選擇多種不同的通信模式中的一種通信模式，以經由通信接口向刺激器IC提供指令，其中每種模式由被用來向刺激器IC提供指令的地址數據的數量和配置數據的數量來定義。
[0008]在本發明的又另一方面，提供了一種用於操作醫療設備的方法。該設備包括刺激器集成電路(1C)，其被配置為響應於刺激指令經由多個電極輸出電刺激；處理器1C，其被配置為經由具有並行數據線路的數據總線的通信接口向刺激器IC提供刺激指令；以及多個可尋址組件。該方法包括:基於由處理器IC接收的數據選擇多種通信模式中的一種通信模式，其中每種模式由被用來向刺激器IC提供指令的地址數據的數量和配置數據的數量來定義；並且使用所選擇的通信模式經由通信接口基於所接收的數據向刺激器IC提供指令。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0009]現在將參考附圖對本發明的說明性實施例進行描述，其中:
[0010]圖1是依據本發明的實施例的具有雙晶片實施方式的可植入聽覺假體的結構框圖；
[0011]圖2是依據本發明的實施例的可植入系統的各部分的功能框圖；
[0012]圖3是圖示依據本發明的實施例的用於從信號處理器IC向刺激器IC傳輸配置數據的過程的流程圖；
[0013]圖4是依據本發明的實施例的IC之間的通信接口的一種物理實施方式的結構框圖；
[0014]圖5是圖示依據本發明的實施例的通過通信接口提供的信號的時序的時序圖；
[0015]圖6是圖示依據本發明的實施例的在使用通信接口的數據傳輸期間的若干信號的時序的時序圖；
[0016]圖7是圖示依據本發明的實施例的在通信接口的返回信道上提供的數據相對於刺激器集成電路(IC)的內部時鐘信號的時序的時序圖；
[0017]圖8是圖示依據本發明的實施例的在事件線路上提供的數據相對於刺激器IC的內部時鐘信號的時序的時序圖；
[0018]圖9是示出依據本發明的實施例的刺激事件的時序的時序圖；
[0019]圖10是依據本發明的實施例的用於對電極進行重新配置的第一模式的數據格式的圖示；
[0020]圖11是依據本發明的實施例的用於對電極進行重新配置的第二模式的數據格式的圖示；
[0021]圖12是依據本發明的實施例的用於對電極進行重新配置的第三模式的數據格式的圖示；
[0022]圖13是依據本發明的實施例的用於對電極進行重新配置的第四模式的數據格式的圖示；
[0023]圖14是圖示依據本發明的實施例的針對操作通信接口的不同模式的數據要求的曲線圖；
[0024]圖15A圖示了依據本發明的實施例的用於向刺激器IC寫入數據的寫入消息幀；
[0025]圖15B是依據本發明的實施例的在向刺激器IC的寫入操作期間的若干信號的時序圖；
[0026]圖16A圖示了依據本發明的實施例的用於從刺激器IC讀取數據的讀取消息幀；以及
[0027]圖16B是依據本發明的實施例的在從刺激器IC的讀取操作期間的若干信號的時序圖。
【具體實施方式】[0028]本發明的各方面可以在具有兩個或更多集成電路(IC)的設備中實施，其中一個IC為混合信號IC而另一個IC為數字1C。本發明的實施例可以在諸如醫療設備(諸如包括與諸如電極之類的多個可尋址組件進行通信的高電壓刺激器IC和低電壓處理器IC的刺激醫療設備)之類的設備中應用。更具體地，本發明的實施例可以在具有低電壓數字IC和高功率混合信號刺激器IC的耳蝸植入體中實施，該混合信號刺激器IC被配置為經由電極陣列的多個電極輸出電刺激。
[0029]一種類型的可植入刺激設備是可植入聽覺假體。常規而言，可植入聽覺假體可以使用單個晶片來實施，以使得聽覺假體內的所有處理都在單個IC上執行。作為導致了進一步小型化的IC的IC製造技術中的技術發展的結果，存在朝著將不斷增加的數量的數字邏輯包括在聽覺假體的IC上以提高IC的處理能力的趨勢。增加IC的處理能力預計會提供聽覺假體的改進的性能和功能。
[0030]諸如以上所描述的可植入聽覺假體之類的可植入刺激設備經常經由一個或多個電極向受者提供電刺激。IC和電極之間的接口經常需要使用通常在6-20V左右的高電壓電晶體。這樣的高電壓技術擴展通常針對較陳舊的、較大尺寸的IC技術而設計。因此，隨著IC尺寸的減小，將變得越來越難以為可植入聽覺假體提供單個晶片，因為較新的製造技術將不能提供適用於刺激的高電壓電晶體。在本發明的某些實施例中，假體可以作為替代使用兩個晶片:一個用於處理的低電壓晶片(諸如數字晶片)以及一個用於提供高電壓電晶體的高電壓晶片。在某些實施例中，使用兩個這樣的晶片的假體還可以包括用於在兩個晶片之間進行通信的接口。
[0031 ] 在某些實施例中，低電壓晶片(其在這裡可以被稱作低電壓IC)是其中該IC所採用的最大電壓明顯低於高電壓晶片(其在這裡可以被稱作高電壓IC)所採用的最大電壓的1C。例如，在某些實施例中，高電壓IC所採用的最大電壓可以高於低電壓IC所採用的最大電壓五倍至十倍。在一些實施例中，高電壓刺激器IC所採用的最高電壓至少為低電壓處理器IC所採用的最高電壓的兩倍。此外，該差異可以隨著技術發展而增大。在一些實施例中，低電壓晶片是其中所採用的最大電壓在1.8伏和3.3伏之間的1C。在某些實施例中，低電壓IC可以採用在1.4伏和1.8伏之間的最大電壓以與高電壓晶片進行通信，並且可以在與諸如存儲器設備之類的另一種設備的接口處採用高達3.3伏的最大電壓。在某些實施例中，低電壓IC是其中該IC所採用的最大電壓低於5伏的1C。在一些實施例中，高電壓IC是其中該IC所採用的最大電壓為至少5伏的1C。在某些實施例中，高電壓IC可以採用在大約6伏和20伏之間的最大電壓。
[0032]在本發明的具有高電壓IC和低電壓IC的實施例中，使得在低電壓IC上實施的功能的數量最大化而使得在高電壓IC上實施的功能的數量最小化以降低設備的功耗可能是有利的。在某些實施例(具有高電壓混合信號刺激器IC和低電壓數字處理器IC的設備)中，僅在刺激器IC上執行刺激信號的生成而在處理器IC上或設備的另一部分中執行其它功能可能是有利的。在某些實施例中，這樣的功能劃分可以提供設備功耗的降低，因為在高電壓刺激器IC上實施很少的功能，而相反地在低電壓數字IC上或者由設備的另一組件實施。在一些實施例中，這樣的功能劃分還可以提供設備尺寸的減小，因為可以以較新的數位技術以比以諸如刺激器IC之類的混合信號IC的模擬技術小得多的尺寸來實施功能。在某些實施例中，混合信號刺激器IC可以超過50%是模擬的。在這樣的實施例中，混合信號刺激器IC的數字電路可以僅用來與處理器IC進行接口。
[0033]在多晶片實施方式中，晶片間的信令遠不如晶片內的信令高效。在兩個晶片之間採用與之前在單個晶片內使用的相同處理和通信協議，將導致功耗的非常明顯的增加。
[0034]將參考特定說明性示例對本發明的各方面進行描述，該特定說明性示例是意在用於耳蝸植入體之中的設備。然而，將要意識到的是，本發明的實施例可應用於可以使用兩個IC在可植入刺激設備內傳輸刺激數據的任何情形。例如，本發明的實施例可以在諸如耳蝸植入體、腦幹植入體、混合電/聲系統、聽力輔助系統之類的可植入聽覺假體或者任意其它適當的聽覺假體中實施。如這裡所使用的，「可植入」設備包括可整體植入的設備以及具有至少一個可植入組件的可部分植入的設備。某些實施例可以在可整體植入的系統中實施，或者針對可部分植入的系統來實施。本發明的實施例還可以在例如心臟設備、失禁設備以及其它肌肉和神經刺激器的提供電刺激的任意其它可植入設備中實施。
[0035]現有的可植入聽覺假體通常以單個晶片來實施。如以上所提到的，由於IC技術的小型化，存在朝著將更多數字邏輯包括到可植入刺激設備中以便提供改進的功能和性能的趨勢。然而，如以上所提到的，IC小型化可能使得難以在刺激設備的IC和電極之間提供高電壓接口。因此，本發明的某些實施例針對利用兩個晶片的可植入刺激設備:使用深亞微米技術製造的一個晶片，以及提供高電壓電晶體以提供與電極的接口的一個晶片。
[0036]圖1是依據本發明的實施例的具有雙晶片實施方式的可植入聽覺假體100的結構框圖。聽覺假體100包括外部系統10和可植入系統50。可植入系統50適於提供所需治療(在這種情況下是電刺激)，其在某些實施例中可以向聽力受損的受者提供聽力方案(hearing precept).,外部系統10包括外部聲音處理器20，其包括信號處理器IC21和無線收發器IC22。聲音處理器20進行操作以捕獲從麥克風(未示出)接收的音頻信號，在信號處理器IC21中對所捕獲的音頻信號進行調理和編碼，並且使用無線鏈路61經由無線收發器22向可植入系統50傳輸輸出。外部系統10還包括無線遙控器15，其在該實施方式中經由無線鏈路62與聲音處理器20以及一個或多個麥克風或其它聲音拾取設備(未圖示)進行通信。遙控器15包括微控制器IC17和無線收發器IC16。外部系統10通常還經由傳導鏈路(例如，無線鏈路61)提供功率以對可植入系統50的可植入電池54進行充電。在一些實施方式中，外部供應的功率可以被連續地提供至可植入系統50。在其它實施方式中，外部供應的功率可以被周期性地提供。
[0037]可植入系統50包括數位訊號處理器(DSP)IC70、無線收發器IC52 (用於與外部系統10進行通信)、刺激器IC71、通信接口 80和可植入電池54。外部系統和可植入系統的功能可以是完全常規的，並且對於治療本質的細節以及耳蝸植入體的構造細節，讀者參考當前市售的產品(例如Cochlear Limited的產品)並且參考本領域的許多參考文獻。這裡將不對具體治療進行詳細描述，相反，這裡將描述與如以上所討論的各種可植入刺激設備中的任意之一中的多個IC之間的通信接口的操作有關的實施例。此外，本發明的實施例並不局限於刺激器IC和DSP IC之間的處理中的任意特定劃分。相反，這裡描述的實施方式僅是一種可能性。
[0038]在圖1中圖示的實施例中，雙晶片的實施方式包括通常以深亞微米技術實施的數位訊號處理(DSPHC70，以及提供到電極75 (或其它實施方式中的其它組件)的接口的刺激器IC71。刺激器IC71可以被實施為使得其僅使用模擬信號或者使用數位訊號和模擬信號兩者。DSP IC70和刺激器IC71經由晶片間通信接口 80進行通信。通信接口 80 (其可以被稱作「晶片間」通信接口或「晶片外」通信接口)優選地為高速接口，其在兩個IC之間提供協議透明的通信。通信接口 80上的數據通信速率(即，帶寬)優選地是靈活的，並且能夠實現高數據通信速率。通信接口 80優選地還提供可預測的延時、用於傳輸數據的並行總線以及低功耗。最後，通信接口 80優選地是非常魯棒的。
[0039]在圖1中圖示的實施例中，在植入的DSP IC70上對音頻數據進行處理，以便產生刺激指令，同時由刺激器IC71執行實際的刺激，該刺激器IC71包括刺激器IC71能夠通過其對電極75進行驅動的高電壓電晶體。因此，通過通信接口 80傳輸實時的等步刺激指令。DSP IC70確定要由設備施加的刺激的確切時序，而刺激器IC71包含用於創建這樣的時序的適當電路(例如，晶體振蕩器)。DSP IC70可以在低功率時鐘信號上運行(例如，由自激振蕩器或FRO生成的時鐘信號)。
[0040]通常，IC之間的通信比晶片內的通信消耗更多功率。因此，本發明的各個方面針對降低IC之間的通信接口所消耗的功率量。
[0041]圖4是依據本發明的實施例的IC之間的通信接口的一種物理實施方式的結構框圖。通信接口 80連接DSP IC70和刺激器IC71，並且包括圖4中圖示的若干線路。通信接口 80是分別為DSP IC70和刺激器IC71的高速互連75和76之間的同步雙向接口。通信接口 80包括數據選擇線路82、η比特晶片間總線81 (其在這裡可以被稱作數據總線81)、事件線路83、反向信道84、接口時鐘線路85和接口時鐘使能線路86。數據總線81由η比特並行總線組成並且因此大量數據可以通過該接口移動。數據總線81和選擇線路82形成物理正向數據連接(其在這裡可以被稱作「正向數據信道」)，並且事件線路83是物理事件連接。在圖4中所示的實施例中，反向信道84提供物理返回連接，並且是被DSP IC70用來從刺激器IC71讀取數值的單條線路。
[0042]圖5是圖示依據本發明的實施例的通過通信接口 80提供的信號的時序的時序圖。正向信道從DSP IC70向刺激器IC71同步傳輸數據。圖5示出了數據總線81上的信號(標記為「數據」)和數據選擇線路82上的信號(標記為「數據選擇」)相對於在接口時鐘線路85上提供的接口時鐘信號的時序。正向信道向刺激器IC71提供來自DSP IC70的刺激指令和
一般配置數據兩者。
[0043]圖6是圖示依據本發明的實施例的使用通信接口 80的數據傳輸期間的若干信號的時序的時序圖。圖6示出了包括刺激IC的內部時鐘、時間基準信號、接口時鐘信號、時鐘使能線路86上所提供的信號(標記為「時鐘開」)以及數據總線81上的信號(標記為「正向數據」)在內的信號的時序。如圖5中所指出的，數據總線81上的每次傳輸開始於數據選擇線路在數據的第一字節出現在接口上時變為高電平。數據選擇線路保持為高電平直至所傳輸的最後字節的最後傳輸周期的開始。在該最後傳輸周期期間，數據選擇線路已經為低電平，以使得其在當前周期結束之後的第一周期準備好可能的新傳輸。
[0044]對於反向信道84而言，提供一條單向線路以使得整個接口是全雙工的。這允許DSP IC70在正經由反向信道84接收數據的同時傳輸新的刺激指令。刺激器IC71在正向數據信道上請求數據時使用反向信道84來提供響應。圖7是圖示在反向信道84上提供的數據相對於刺激器IC71的內部時鐘信號的時序的時序圖。如圖7中圖示的，通過反向信道84提供的數據被格式化為開始周期、奇偶校驗周期和η比特數據周期。通過反向信道84提供的數據始終通過相同數量的時鐘周期。在可替換實施方式中，反向信道84可以是多信道總線。不優選三態接口，因為這由於方向切換而增加了複雜度，其自身還由於短路電流的可能性而增加了功耗。
[0045]事件線路83 (其在這裡可以被稱作「事件指示線路」)被用來為刺激器IC進行刺激事件的精確計時。因此，DSP IC70在事件時間網格上激活該線路。事件通知是非常嚴格要求時間的並且在某些實施例中通常優先於所有其它通信。為了降低該通信的複雜度，可以使用單獨線路用於事件通知。圖8是圖示依據本發明的實施例的在事件線路83上提供的數據相對於刺激器IC71的內部時鐘信號的時序的時序圖。在圖8中圖示的實施例中，通過事件線路83提供的數據被格式化為開始周期和奇偶校驗周期，其後跟隨用於指示和定義事件的η個I比特周期。
[0046]因為單獨IC之間的通信需要比單個IC內的通信更多的功率，所以在某些實施例中，優選總線通過概念和設計是低功率的。數字電路的功耗取決於其內部節點的開關活動。在本文中，活動因數α被定義為每個數據周期的預期轉變數。如果將該活動因數α耦合至通常等於同步系統中的時鐘頻率的平均數據速率f，則節點的充電/放電的有效頻率由活動因數和數據速率的乘積a*f給出。正因如此，可以針對互補金屬氧化物半導體(CMOS)數字電路的平均功耗提供以下公式:
[0047]Pdyn= a *f*C*VDD2
[0048]在以上公式中，VDD表示供電電壓，而C表示電路的總開關容量，其與電路的面積(以及與電路的複雜度)相關。
[0049]在圖1中圖示的實施例中，通信接口 80是刺激器IC71在其中生成接口時鐘信號的同步接口。刺激器IC71優選地生成接口時鐘信號，因為其還生成系統時間基準，並且因為在某些實施例中最仔細地被定時的正是刺激。在一些實施例中，IC70和IC71兩者優選地在共用的時間基準(或基準時鐘)上運行。圖6中圖示的接口時鐘信號能夠被用作DSP IC70的基準時鐘和接口時鐘兩者。然而，為了在需要傳輸大量數據時提供所期望的高帶寬(即，數據速率)接口，在數據通信期間的時鐘頻率應當遠高於生成可靠基準時鐘所需的時鐘頻率。因此，依據本發明的實施例，接口時鐘線路85以兩種模式進行操作:一種模式在數據通信期間，當接口時鐘線路85上提供相對快(B卩，高頻率)的時鐘信號時；以及在數據未正在被傳輸並且在時鐘線路85上為DSP IC70提供較慢(即，較低頻率)的基準時鐘信號的時間期間的第二模式。雖然由刺激器IC71生成，但是時鐘信號被由DSP IC70生成並且通過Clock ON線路86提供的時鐘使能信號控制。
[0050]以上所描述的第一模式和第二模式在圖6的時序圖中進行圖示。在沒有數據正在被傳輸時，時間基準(即，基準時鐘)可以具有降低的頻率，例如1MHz。為了與刺激器IC71進行通信，DSP IC70在時鐘開線路86上致能(assert) 「時鐘開」信號。響應於該時鐘開信號，刺激器IC71生成例如IOMHz的較快時鐘信號，直至該時鐘開信號被禁能(de-assert)。通過控制時鐘開線路86，與在較慢的基準時鐘階段期間相比，DSP IC70可以使得通信接口80以高得多的時鐘速度並且因此高得多的用於數據傳輸的帶寬進行操作。
[0051]在某些實施例中，通信接口 80的一個功能是傳輸用於刺激電極75的刺激指令。刺激指令先於每個刺激事件提供，並且因此每次一個或多個電極的狀態需要變化時發送刺激指令。如這裡所使用的，「刺激指令」包括一個或多個電極的配置數據。此外，在某些實施例中，刺激指令可以包括一個或多個電極的地址信息以及對應於該配置數據的時序信息。如這裡所使用的，「配置數據」包括要在刺激事件期間在指定電極輸送的電刺激的任意參數。在某些實施例中，電極的配置數據包括該電極的電刺激的量級。在一些實施例中，對應於刺激量級的時序信息獨立於配置數據。在其它實施例中，該配置數據可以包括時序信息。在某些實施例中，如以下進一步描述的，配置數據可以等於由DSP IC響應於所接收的音頻數據而生成的刺激數據的一部分或者從該刺激數據得出。如這裡所使用的，「刺激事件」是指一個或多個電極的一個或多個刺激參數的變化。在圖9中圖示的示例中，每個箭頭指示刺激事件。在每個所圖示的刺激事件，電刺激的量級針對一個或多個電極而變化。在某些實施例中，一個或多個電極中的任意電極處的相應量級可以在給定的刺激事件發生變化。
[0052]圖9圖示了本發明的一個實施例的刺激事件的時序。將要意識到的是，本發明的實施例在應用中並不局限於任何特定的刺激模式。參考圖9，對於要被刺激的每個電極而言，在第一刺激階段期間施加具有第一量級的電刺激。隨後，在暫停之後，在第二刺激階段期間施加具有相等且相反量級的第二電刺激。在實施例中，第二刺激階段優選地輸送與第一階段相同數量的電荷，這通常通過在與第一階段期間所施加的刺激相同的持續時間內為電流輸送具有相等但相反量級的刺激而實現。
[0053]在某些實施例中，可以使用四種不同模式之一將刺激指令從DSP IC70提供至刺激器IC71。在這樣的實施例中，能夠使用四種不同模式之一來傳輸由刺激器IC71控制的電極的刺激參數的變化。四種模式可以被概括為重新配置所有電極、重新配置由地址指定的個別電極、重新配置由位圖指定的選擇的電極組以及使用相同配置數據重新配置所有電極。此外，在某些實施例中，每種不同模式由用來向刺激器IC71提供指令的地址數據的數量和配置數據的數量來定義。更一般地，在某些實施例中，這些模式可以被用來提供與設備的一個或多個可尋址組件相關的指令。如這裡所使用的，「可尋址組件」是指設備的可以被指定或者以其它方式由對應於該組件的標識符(諸如地址、編號、ID等)所標識的任意組件。在某些實施例中，可尋址組件是諸如聽覺假體之類的刺激醫療設備的電極。
[0054]以下將更為詳細地對以上所提到的每種模式進行討論。在一些實施例中，使用不同模式可以允許使用能夠實現所需變化的最小功率密集模式。在某些實施例中，該模式選擇將提高刺激設備的功率使用效率。通常，所需要的通信越多，功耗就越高。
[0055]重新配置所有電極
[0056]圖10是依據本發明的實施例的用於重新配置電極的第一模式的數據格式的圖示。在第一模式(其在這裡可以被稱作「完全重新配置模式」)中，DSP IC70針對刺激事件重新配置所有電極。該方法需要很多通信，並且因此在大多數或所有電極75的配置數據需要同時變化時是有利的。如圖10中圖示的，針對每個電極75，單獨提供配置數據的完整集合。因為以固定順序為每個電極提供配置數據，所以在該模式中並不提供電極地址。在這樣的實施例中，刺激器IC71將基於接收配置數據的順序而知道哪些配置數據應用到哪個電極。
[0057]尋址個別電極
[0058]圖11是依據本發明的實施例的用於重新配置電極的第二模式的數據格式的圖示。在第二模式(其在這裡可以被稱作「個別尋址模式」)中，針對刺激事件改變幾個電極的配置數據。在該模式中，配置數據與被重新配置的每個電極的電極地址(或編號)一起提供。更具體地，對於要重新配置的每個電極，提供要重新配置的具體電極的地址，隨後是指定電極的配置數據。在某些實施例中，每個電極的地址數據大於I比特。在一些實施例中，例如，每個電極具有I字節的電極地址(或ID)。
[0059]重新配置選擇的電極組
[0060]圖12是依據本發明的實施例的用於重新配置電極的第三模式的數據格式的圖示。該第三模式(其在這裡可以被稱作「位圖尋址模式」)可以在少於全部電極的配置數據要針對刺激事件變化時使用。通過向刺激器IC70提供指示哪些電極要被重新配置的位圖來指定被重新配置的電極。在提供該位圖之後，提供每個指定電極的新的配置數據。由於從位圖獲知了選擇的電極，並且數據傳輸的順序是固定的，所以能夠在不提供接收新配置數據的每個電極的明確電極地址的情況下完成傳輸。第三模式當在第二模式中提供的個別電極的地址比特之和超過位圖中的比特的數量時是有利的。在某些實施例中，每個電極由位圖中的一個比特來指定。在這樣的實施例中，位圖中具體比特的數值可以指示對應於該比特的電極是否要被重新配置。在一些實施例中，可以使用具有表示每個電極的一個比特的四字節位圖。
[0061]使用相同配置重新配置所有電極:廣播消息
[0062]圖13是依據本發明的實施例的用於重新配置電極的第四模式的數據格式的圖示。該第四模式在所有電極都要使用相同數據重新配置時可以是有用的。例如，在某些實施例中，所有電極優選地被切換到刺激脈衝之間的相同狀態。該第四模式(其在這裡可以被稱作「廣播尋址模式」或「廣播模式」)允許向所有電極寫入一種配置。在這樣的實施例中，響應於接收到與足以對僅一個單個電極進行配置的配置數據的數量基本上相等的配置數據的數量，一個刺激器IC71可以將所接收的配置數據應用到每個電極。
[0063]在某些實施例中，在選擇了重新配置電極的模式之後，可以使用常規的數據格式。可替換地，可以選擇刺激數據格式以使得實施本發明的實施例的好處最大化。
[0064]在某些實施例中，不同模式需要不同的數據量並且因此需要不同的通信帶寬來實施。
[0065]在一些實施例中，第一模式(即，完全重新配置模式)需要I字節的報頭以及每個電極2位元組的配置數據。因此，表示該模式所需數據量的公式為l+2*Nmax，其中Nmax為最大電極數。
[0066]在一些實施例中，第二模式(B卩，個別尋址模式)需要I字節的報頭、每個電極I字節的電極ID以及每個電極2位元組的數據。表示該模式所需數據量的公式相應地為1+3*N。
[0067]在一些實施例中，第三模式(B卩，位圖尋址模式)需要I字節的報頭(其包括位圖的一部分)、4位元組的位圖以及每個電極2位元組的數據，總的數據需求為5+2N，其中N是被重新配置的電極數。
[0068]圖14是依據本發明的實施例的圖示對通信接口 80進行操作的不同模式的數據需求的曲線圖。能夠看到，當僅對幾個電極進行重新配置時，個別尋址模式和位圖尋址模式可以有效得多。
[0069]例如，考慮最大電極數為36的以下示例。以下表格示出了基於有多少電極配置正在變化的三種不同模式的數據需求。
【權利要求】
1.一種設備，包括: 第一集成電路(IC)； 第二 1C，被配置為基於接收的數據向所述第一 IC提供指令，其中所述第一 IC是高電壓IC,而所述第二 IC是低電壓IC ；以及 在所述第一 IC和所述第二 IC之間的通信接口，包括並行數據線路的數據總線，其中所述第二 IC被配置為基於所述接收的數據選擇多種不同的通信模式中的一種通信模式，以經由所述通信接口向所述第一 IC提供所述指令，其中每種模式由被用來向所述第一 IC提供所述指令的地址數據的數量和配置數據的數量來定義。
2.根據權利要求1所述的設備，其中所述第二IC進一步被配置為選擇所述模式之一以降低所述通信接口的功耗。
3.根據權利要求1所述的設備，進一步包括: 多個可尋址組件。
4.根據權利要求3所述的設備，其中所述多種模式包括其中通過所述通信接口提供所述多個可尋址組件的子集中的每個可尋址組件的地址和配置數據的模式。
5.根據權利要求4所述的設備，其中所述子集包括比所有所述多個可尋址組件少的組件。
6.根據權利要求3所述的設備，其中所述多種模式包括其中通過所述通信接口提供指定所述可尋址組件的子集的位圖以及所述位圖中指定的所述可尋址組件中的每個可尋址組件的配置數據的模式，其中所述子集包括所有所述電極或者比所有所述電極少的電極。
7.根據權利要求3所述的設備，其中所述多種模式包括其中沒有地址數據被用來向所述第一 IC提供所述指令的模式。
8.根據權利要求3所述的設備，其中所述第二IC進一步被配置為從所述接收的數據生成刺激數據，並且基於響應於所述刺激數據所重新配置的所述可尋址組件的數目而選擇所述多種通信模式中的一種通信模式。
9.根據權利要求8所述的設備，其中所述第二IC包括: 模式選擇模塊，其被配置為選擇所述多種通信模式中的所述一種通信模式。
10.根據權利要求3所述的設備，其中所述多個可尋址組件是多個電極，所述指令是刺激指令，所述第一 IC被配置為向多個電極提供電刺激，並且所述第二 IC被配置為從所述接收的數據生成所述刺激指令。
11.根據權利要求1所述的設備，其中由所述低電壓IC採用的最高電壓顯著地低於由所述高電壓IC採用的最高電壓。
12.根據權利要求1所述的設備，其中由所述高電壓IC採用的所述最高電壓為至少5伏。
13.—種刺激醫療設備,包括: 刺激器集成電路(1C)，其被配置為響應於刺激指令經由多個電極輸出電刺激；處理器1C，其被配置為基於接收的數據向所述刺激器IC提供所述刺激指令；以及在所述刺激器IC和所述處理器IC之間的通信接口，包括並行數據線路的數據總線，其中所述處理器IC被配置為基於所述接收的數據選擇多種不同的通信模式中的一種通信模式，以經由所述通信接口向所述刺激器IC提供所述指令，其中每種模式由被用來向所述刺激器IC提供所述指令的地址數據的數量和配置數據的數量來定義。
14.根據權利要求13所述的設備，其中所述處理器IC被配置為選擇所述模式之一以使得從所述處理器IC通過所述通信接口向所述刺激器IC提供的數據量最小化。
15.根據權利要求13所述的設備，其中所述多種模式包括其中通過所述通信接口提供所述多個電極的子集中的每個電極的地址和配置數據的模式。
16.根據權利要求13所述的設備，其中所述多種模式包括其中通過所述通信接口提供指定所述多個電極的子集的位圖以及所述位圖中指定的所述電極中的每個電極的配置數據的模式，其中所述子集包括所有所述電極或者比所有所述電極少的電極。
17.根據權利要求16所述的設備，其中所述子集包括比所有所述多個電極少的電極。
18.根據權利要求13所述的設備，其中所述多種模式包括至少一個模式，其中沒有地址數據被用來向所述刺激器IC提供所述指令。
19.根據權利要求18所述的設備，其中在所述至少一種模式中，通過所述通信接口提供所述多個電極中的每個電極的配置數據。
20.根據權利要求13所述的設備，其中所述處理器IC包括: 模式選擇模塊，被配置為選擇所述多種通信模式中的所述一種通信模式。
21.根據權利要求11所述的設備，其中由所述刺激器IC採用的最高電壓至少兩倍於由所述處理器IC採用的最高電壓。
22.根據權利要求13所述的設備，其中所述多種模式包括其中通過所述通信接口提供實質上等於足以對僅一個電極進行重新配置的配置數據的數量的配置數據的模式，並且其中所述刺激器IC被配置為響應於接收所述配置數據而將所述配置數據應用於所述電極中的每個電極。
23.一種用於操作醫療設備的方法，所述醫療設備包括刺激器集成電路(1C)，其被配置為響應於刺激指令經由多個電極輸出電刺激；處理器1C，其被配置為經由具有並行數據線路的數據總線的通信接口向所述刺激器IC提供所述刺激指令；以及多個可尋址組件，所述方法包括: 基於由所述處理器IC接收的數據選擇多種通信模式中的一種通信模式，其中每種模式由被用來向所述刺激器IC提供所述指令的地址數據的數量和配置數據的數量來定義；並且 使用所選擇的通信模式經由所述通信接口基於所述接收的數據向所述刺激器IC提供所述指令。
24.根據權利要求23所述的方法，其中所述選擇所述多種通信模式中的一種通信模式包括使用所述處理器IC選擇所述多種通信模式中的一種通信模式，並且其中所述向所述刺激器IC提供所述指令包括使用所述處理器IC向所述刺激器IC提供所述指令。
25.根據權利要求23所述的方法，進一步包括: 使用所述刺激器IC輸出高電壓刺激信號。
26.根據權利要求23所述的方法，其中所述選擇所述多種通信模式中的一種通信模式包括: 基於響應於所述接收的數據所重新配置的所述多個可尋址組件的數目而選擇所述多種通信模式中的一種通信模式，其中所述多種模式包括其中不通過所述通信接口提供地址數據的模式。
27.根據權利要求23所述的方法，其中所述向所述刺激器IC提供所述指令包括: 經由所述通信接口提供所述多個可尋址組件的子集中的每個可尋址組件的地址和配置數據。
28.根據權利要求27所述的方法，其中所述子集包括比所有所述電極少的電極。
29.根據權利要求23所述的方法，其中所述向所述刺激器IC提供所述指令包括: 經由所述通信接口向所述刺激器IC提供指定所述可尋址組件的子集的位圖，以及所述位圖中指定的所述可尋址組件中的每個可尋址組件的配置數據，其中所述子集包括所有所述電極或者比所有所述電極少的`電極。
【文檔編號】G06F13/14GK103620569SQ201280030049
【公開日】2014年3月5日 申請日期:2012年4月13日 優先權日:2011年4月20日
【發明者】T·范阿斯徹, M·詹森斯, G·卡倫 申請人:耳蝸有限公司