专利名称：用于镫骨肌监控的换能器的利记博彩app
技术领域：
本发明涉及换能器和外部磁场，并且更具体地涉及可以例如用于监控镫骨肌的换能器。各个实施例进一步减少了外部磁场对于换能器的影响。
背景技术：
植入体经常包括可以用作致动器、传感器和/或开关的各种电磁换能器。使用电磁致动器的植入体的一个示例是中耳植入体，其机械地驱动听骨链。包括漂浮质量换能器的这样的中耳植入体被Geoffrey Ball等人开发,并且在图I中被示出(参见美国专利 No. 5，913，815,5, 897，486,5, 624，376,5, 554，096,5, 456，654,5, 800，336,5, 857，958 和6,475, 134，其中的每一个通过引用被包含在此)。如图I中所示，浮动质量换能器100包括壳体101和耦合到壳体101的至少一个线圈102和103。在壳体101内布置的磁体104被偏置元件106偏置。偏置元件106用于限定谐振频率，并且也减小在磁体104和壳体101的内表面之间的可能引起失真的摩擦。通过至少一个线圈102和103的电信号使得磁体104沿着轴线105相对于壳体101振动。磁体104的振动引起壳体101的惯性振动，该惯性振动因此在内耳中产生振动。植入体也可以包括电磁传感器。可以在麦克风中使用电磁传感器但不局限于此，该麦克风例如是用于将在中耳中的听小骨的机械振动转换为电信号的麦克风。电磁传感器的另一个应用可以是检测镫骨肌反射。该镫骨肌反射是通常当超过最大舒适的响度时引起的在中耳中的反射。更具体地，鼓膜肌和所谓的镫骨肌位于中耳中。鼓膜肌链接到锤骨，镫骨肌经由肌腱连接到镫骨。在会损害内耳的过高的声压的情况下，两个肌肉反射性地收缩，使得耳鼓与内耳的机械耦合(并且因此，力传输)减小。以这种方式，可以保护内耳以免过高的升压。作为高声压的结果触发的镫骨肌的该紧张也被称为镫骨肌反射。可以通过镫骨肌反射的诊断获得关于耳部的功能能力的医疗相关的信息。而且，镫骨肌反射的测量可用于设置和/或校准所谓的耳蜗植入体，因为可以从测量的镫骨肌反射推 断由病人感知的声能。取代电磁传感器，用于检测镫骨肌反射的其他方法通常要求复杂的外科技术和用于记录肌电诱发响应的特殊电极，诸如由Lenarz等人具有专利的钩形电极(例如,参见美国专利6，208，882)，或者不方便，诸如由外部鼓室计进行的镫骨肌反射检测。图2 (现有技术)描述了电磁传感器，其在原理上可以被用作镫骨肌反射传感器。当电磁传感器用于检测镫骨肌反射时，可能产生各种问题。一个问题是经常在几个星期或更长的延长的周期内执行测量镫骨肌反射以校准耳蜗植入体。因此，传感器和相关联的布线要求相对于镫骨肌的重复安装和移除。另外，对于必须经历磁共振成像(MRI)检查的这样的耳部(耳蜗或中耳)假体的佩带者，在植入的电磁换能器和所施加的外部MRI磁场之间的相互作用可以以较高的场强(即，大于大约I特斯拉)产生三种可能有害的效果I.植入的磁体经历扭矩(T=mxB)，该扭矩可能将电磁换能器扭出其位置，由此伤害植入体佩带者和/或破坏机械固定，如图3中所示(现有技术)。2.因为外部磁场，植入的磁体变得部分被去磁，并且这可能导致在暴露到MRI磁场后损害或至少导致降低电磁换能器的功率效率。3.由MR单元发射的磁RF脉冲(在MRI中的磁场B1)可以在电磁换能器的(一个或多个)线圈中感生出电压，并且这可能破坏换能器和/或可能伤害病人。因为这些风险，所以一般禁止对于具有带电磁换能器的植入体的病人执行(至少高磁场)MRI检查。这可能使得无法对病人应用某些重要诊断方法。
发明内容
根据本发明的一个实施例，一种电磁换能器组件包括第一部件。所述第一部件包括至少一个磁体。线圈组件包括第二附接机构，用于可移除地将所述线圈组件附接到所述第一部件。所述线圈组件进一步包括至少一个线圈，所述至少一个线圈产生代表所述至少一个磁体的振动的信号。输出端口提供所述信号。根据本发明的相关实施例，所述换能器组件可以进一步包括第一附接机构，用于将所述第一部件附接到振动结构。所述第一附接机构可以用于附接到耳朵的结构，例如病人的镫骨肌。所述第一附接机构可以包括束线带。所述第二附接机构可以包括与所述第一部件相关联的凸形壳体和与所述线圈组件相关联的凹形壳体，使得所述凸形壳体被插入所述凹形壳体，以可操作地将所述第一部件连接到所述线圈组件。根据本发明的另外的相关实施例，所述至少一个磁体可以包括以反平行配置布置的多个磁体。每一个磁体可以能够在所述壳体内的任何方向上转动，其中，每一个磁体的平移运动基本上限于沿着单个轴线的移动，并且其中，所述壳体的振动引起所述至少一个磁体的振动。至少一个磁体可以是基本上球形的。所述线圈组件可以进一步包括至少一个弹簧，用于阻尼所述至少一个磁体的振动。根据本发明的另一个实施例，一种用于测量结构的振动的方法包括可移除地将第一部件附接到所述结构，所述第一部件包括至少一个磁体。线圈组件附接到所述第一部件，所述线圈组件用于产生代表所述至少一个磁体的振动的信号。所述信号被提供到所述线圈组件的输出端口。从所述第一部件移除所述线圈组件，留下附接到所述结构的所述第一部件。 根据本发明的相关实施例，所述结构可以与诸如病人的镫骨肌的病人的耳朵相关联。所述至少一个磁体可以包括以反平行配置布置的多个磁体。每一个磁体可以能够在所述壳体内的任何方向上转动，其中，每一个磁体的平移运动基本上限于沿着单个轴线的移动，并且其中，所述壳体的振动引起所述至少一个磁体的振动。所述至少一个磁体可以是基本上球形的。可以阻尼所述至少一个磁体的振动。根据本发明的另外的相关实施例，凸形壳体可以与所述第一部件相关联，并且凹形壳体可以与所述线圈组件相关联，使得向所述第一部件附接所述线圈组件包括将所述凸形壳体插入到所述凹形壳体内。所述方法可以进一步包括至少部分地基于所述信号来编程听觉植入体。
通过结合附图参考下面的详细说明，将更容易明白本发明的上述特征，在附图中图I示意地示出了如在中耳植入体中使用的、用作机械激励器的具有差动线圈和圆柱磁体的电磁换能器，其中，在线圈中的电流导致磁体的移动，该磁体的移动转换为壳体的移动(现有技术)；图2示意地示出了用作机械传感器的具有差动线圈和圆柱磁体的电磁换能器，其中，壳体的移动转换为磁体的移动，导致在线圈中感生出电压(现有技术);图3示意地示出了电磁换能器，其经历作为不与换能器的磁体的磁矩平行的外部磁场(例如，在MRI扫描器中)的结果导致的扭矩(现有技术)；图4示意地示出了根据本发明的一个实施例的用作机械激励器的电磁换能器，该电磁换能器包括两个反平行地安装的圆柱磁体和一个或多个线圈；图5是图示根据本发明的一个实施例的、由通过在图4中描述的换能器的线圈的电流(并且，为了作比较，针对仅通过内部线圈的电流)产生的磁场的轴向分量的图示；图6A示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的电磁换能器，其包括一个球形磁体和一个衔铁(keeper)；图6B示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的电磁换能器，其包括一个球形磁体和两个衔铁；图7示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的电磁换能器，该换能器包括两个球形磁体和一个衔铁；图8是图示根据本发明的一个实施例的、由通过在图7中描述的换能器的线圈的电流产生的磁场的轴向分量的图；图9示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作运动传感器的图7的实施例；图10示意地示出根据本发明的一个实施例的、当存在被定向得与球形磁体的磁矩反平行的(例如，MR扫描器的)强外部磁场时的图7的实施例，该球体旋转180°以将它 们的磁场与该外部场对准；图11示意地示出根据本发明的一个实施例的、当存在被定向得与球形磁体的磁矩垂直的(例如，MR扫描器的)强外部磁场时的图7的实施例,该球体旋转90°以将它们的磁场与该外部场对准，并且球形磁体彼此排斥；图12示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的电磁换能器，该换能器包括球形磁体、衔铁和轴；图13示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作旋转机械激励器的电磁换能器；图14示意地示出根据本发明的一个实施例的、另外包括在闭合位置的开关的图10的电磁换能器；以及图15示意地示出根据本发明的一个实施例的、另外包括在打开位置的开关的图11的电磁换能器。图16示意地示出根据本发明的一个实施例的、可以被固定到耳朵的镫骨肌的电磁换能器组件。图17 (a)和17 (b)示意地示出根据本发明的一个实施例的电磁换能器的第一部件。图18示意地示出根据本发明的实施例的电磁换能器的线圈组件。图19和20示出根据本发明的一个实施例的线圈组件1801的不同视图。图21示出根据本发明的一个实施例的、与线圈组件相关联的引线，其包括凹形和凸形电极，用于与另外的电路对接/连接。图22 (a)示出根据本发明的一个实施例的、在镫骨肌腱上安装的第一部件。图22 (b)示出根据本发明的一个实施例的、通过向凹形线圈组件内插入凸形第一部件而附接到图22 (a)的第一部件的线圈组件。
具体实施例方式在说明性实施例中，线圈和相关联的布线可移除地附接到换能器，允许当换能器不使用时从换能器移除线圈和布线。这可以例如当测量镫骨肌反射以校准耳蜗植入体时是有益的。经常在较长的时间周期上执行该测量。与从镫骨肌重复地安装和移除相反，换能器的一部分可以当不执行测试时保持安装在镫骨肌上。在其他实施例中，换能器可以有益地减少外部磁场的影响，使得例如换能器对于从可能例如在磁共振成像(MRI)期间出现的磁脉冲产生的电压的感应是安全的。下面描述细节。图4示出根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的换能器400。如在本说明书和所附的权利要求中使用，在此使用的术语“换能器”应当表示将一个物理量的能量或信息转换为另一个物理量的装置。换能器可以用作传感器和/或激励器/驱动器，如本领域中已知。换能器400包括壳体101，其在优选实施例中是非铁磁的。该壳体可以被封闭地密封，以便防止腐蚀和进或出壳体的材料泄漏。壳体可以由生物可相容材料构成，特别是当为待植入换能器时。用于壳体的材料可以不受限制地包括不锈钢、钛、铁、铝、钼、尼龙或陶瓷。至少一个线圈102、103和403与壳体101相关联，并且可以被安装在壳体101外部或内部。例如，如图4中所示，壳体101可以关联于三个线圈102、103和403，中间的线圈 403沿着与其他两个线圈102和103不同的方向进行缠绕。在壳体401内沿着轴线105以反平行配置来背靠背地(例如，它们的北极或南极相邻)安装至少两个磁体405和406,该至少两个磁体405和406可以在它们的磁矩方面基本上相同并且基本上是圆柱的，但不局限于此。因为两个磁体405和406具有相反的磁矩，所以在存在任何定向的外部磁场(例如，在MRI单元中)的情况下向该布置施加的总的扭矩大体是零。 在各个实施例中，可以使用仅具有一个线圈的简化布置。这样的布置可能低效，因为在换能器磁体405和406上的力与由(一个或多个)线圈101、102和403产生的磁场的局部梯度成比例。图5示出根据本发明的一个实施例、由一个和三个线圈产生的磁场的轴向分量的轴向分布。注意,在图4中所不的实施例针对不能弱化磁体405和406之一的外部磁场强度工作良好。在更强的外部磁场处，可能减弱定向得与外部磁场反平行的磁体。这导致该两个磁体405和406的剩余净磁化，因此导致向两个磁体405和406施加的扭矩。在优选实施例中，可以布置线圈102、103和403，使得从磁RF脉冲感生的净电压基本上是零。例如，在图4中所示的实施例中，可以将线圈102和103的增加的电感选择得与线圈403的电感基本上相同。结果，从线圈102和103感生的电压基本上等于并且补偿从线圈403感生的电压。这导致基本上消除当系统被暴露到例如来自MRI单元的均匀的电磁场时产生的剩余信号。图6A示意地示出了根据本发明的另一个实施例的、用作机械激励器的换能器600。换能器600包括壳体101,该壳体101优选地是非铁磁的，并且可以被封闭地密封并且是生物可相容的，如在上面的实施例中所述。换能器600进一步包括球形磁体601、软磁性元件603 (在此并且在权利要求中被称为衔铁)和至少一个线圈102和103。衔铁603包括软磁性材料，其在外部磁场的方向上变得被磁化。衔铁603可以包括但不局限于固态合金、铁素体或铁磁流体。当被布置得接近包括磁体601的外部部分时，衔铁603变得被磁化，并且变得被吸引到磁体601，将磁体601保持/保留就位，使得防止磁体 601 乱动(rattling)。球形磁体601基本上限于沿着旋转对称的换能器的轴线105移动，并且另外，在任何方向上机械地自由转动。在没有外部磁场的情况下，在衔铁603 (其沿着旋转对称的换能器的轴线105机械地自由移动)和球形磁体601的磁极之间的吸引力使得磁体601的相对的磁极与旋转对称的换能器的轴线105平行地对准。因此，球形磁体601可以用作在现有技术的电磁换能器中的标准圆柱磁体。在没有衔铁603的情况下，未限定球形磁体601的磁矩的定向，并且这将导致在换能器600中的磁体601的未限定的移动。衔铁603被非磁适配器602保持就位。替代地，如果衔铁1202本身的形状使得将其本身保持以轴线105为中心，则可以不需要非磁适配器602。在另外的实施例中，衔铁603可以被替换为将球形磁体的磁矩保持得与轴线105平行的任何其他系统或原理。在存在强外部磁场的情况下，衔铁603的磁化在外部磁场的方向上对准，而球形磁体601转动以将其磁矩矢量与外部磁场对准。因此，电磁换能器600不承受扭矩，并且不能例如在磁共振成像(MRI)期间在存在任何方向和定向的强外部磁场的情况下被去磁。在各个实施例中，两个线圈102和103相同，但是在相反的方向上被缠绕，保证从磁RF脉冲感生的净电压大体是零。图6B示意地示出了根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的、包括球形磁 体601和两个衔铁620的电磁换能器。仅使用一个球形磁体601,因为两个软磁性衔铁620吸引磁体601的磁极，并且因此将磁体601保持与对称轴线105对准。两个软磁性衔铁而不是在图6A的实施例中所示的仅一个衔铁的使用提高了将球形磁体的磁轴保持得与旋转对称的换能器的轴线105的轴平行的能力。在各个实施例中，两个软磁性衔铁620被两个偏置构件615保持。偏置构件615通常是非磁性的，并且可以但不局限于是有伸缩性的、弹性的和/或柔性的。例如，该两个偏置构件615可以是固定弹簧，该固定弹簧沿着对称轴线105保持衔铁620，并且(利用其弹性中间部分)弹性地承受衔铁620的轴向力。因为衔铁620磁吸引球形磁体601，所以固定弹簧可以将球形磁体601保持就位，使得它不直接接触或最小地接触壳体101的内壁。在各个实施例中，偏置构件615可能不需要将衔铁620保持就位，因为衔铁620的形状可以使得将它们本身保持以轴线105为中心，或者每一个衔铁可以以类似于图6 Ca)的方式被保持就位。在另外的实施例中，衔铁620可以被替换为将球形磁体的磁矩保持得与换能器的对称轴线105平行的任何其他系统或原理。流过不同地定向的并且通过导线107电连接的两个线圈102和103的交流电流使得球形磁体601来回移动(B卩，它沿着对称轴线振动)，将衔铁620交错地向左固定弹簧和向右固定弹簧推动，这继而引起换能器的振动。与例如具有两个球形磁体的实施例(例如，参见图7，如下更详细描述)相比较，图6B的实施例有益地具有短的整体长度。另外，图6B的实施例有益地具有对称设计。对称设计的优点包括更容易的生产，因为相同的部件在磁体的两侧上。对称设计也有助于保证在两个方向上的对称振动响应。当在逆模式中操作装置(即，作为振动传感器)时也是这样。这样的对称实施例有益地也可以导致减少可能在非对称设计中出现的谐波失真。根据本发明的另一个实施例，提供了一种换能器700，该换能器700用作机械激励器，该机械激励器包括壳体101，该壳体101具有至少两个线圈102、103和至少两个球形磁体704、705，如图7中所示。球形磁体704和705在任何方向上机械地自由转动，并且沿着装置的旋转对称轴线105移动。壳体101可以具有圆柱布置，并且是非铁磁的，这与上述的实施例类似。在图8中描述了由线圈产生的轴向磁场分布801。
具有优选地由Teflon⑩(特氟隆)或类似材料构成或被其涂敷的球形帽状物的非磁适配器702可以被布置在两个吸引的球形磁体704和705之间，以减小点压力，并且当球体转动时减小在两个球体704和705之间的摩擦。此外，适配器702可以包括减小在磁体704和705之间的磁阻的材料。在没有任何强外部磁场的情况下，球形磁体704和705磁吸引在一起(一个磁体的北极被另一个磁体的南极吸引)，并且形成具有与对称轴线105平行的未限定定向的稳定磁矩。因为在球体704和705之间的吸引力被设计得比源自由线圈102、103产生的磁场的力强得多，所以磁体704和705的磁矩的定向可以一般不被在线圈102、103中的电流改变。球形磁体704和705因此用作在现有技术的电磁换能器中的单个标准(圆柱形状)磁体，其中，该磁体可以仅沿着其轴线移动，而不能改变其定向。当存在任何方向和定向的强外部磁场时，球形磁体704和705可以将它们的磁矩与那个外部场对准。如果外部场被定向得与装置的对称轴线105平行并且面向与球形磁体704和705的磁矩相同的方向，则磁体704和705保持它们的定向。在反平行外部磁场1001·的情况下，两个球体704和705 (和它们的磁矩的方向)翻转180°，如图10中所示。电磁换能器的该两个球形磁体704和705用作具有反转的磁极的单个磁体，使得磁体704和705向相反方向中移动。如果外部磁场1101被定向得与装置的旋转对称轴线105垂直，则球形磁体704和705当将它们的磁矩与外部场的定向平行时彼此排斥，但是象对于外部磁场的任何定向那样，不向磁体施加扭矩，并且不会出现磁体704和705的任何(部分)去磁，如图11中所示。因为两个线圈102、103相同但是在不同的定向上被缠绕，所以从磁RF脉冲感生的净电压是零。在其中磁体704和705两者彼此排斥的情况(即，当存在垂直于装置的轴线105的强磁场时)可以另外用于开关功能。例如，图14和15分别图示根据本发明的一个实施例的在图10和11中所示的开关，该开关增加了电连接1401和电弹簧触点1402。在没有任何外部磁场的情况下或者在存在与装置的对称轴平行的强磁场的情况下，如图14中所示，弹簧触点1402闭合。在强烈地振动磁体的情况下，该两个电开关可能暂时打开，但是在任何时间两个触点之一闭合。在存在与装置的对称轴垂直的强磁场的情况下，如图15中所示，弹簧触点1402两者打开，因为该两个球形磁体被排斥。而且，实施例可以包括超过两个的球形磁体。可以向球体或圆柱内嵌入任何形状(例如，立方体)的磁体。低机械摩擦(例如，Teflon )和/或低磁阻的部分可以被置于每两个磁体之间。这样的部分可以具有最佳地适配在两个球体之间的形状，并且可以有助于进一步减小向实施例施加的扭矩。在其他实施例中，球形磁体可以被低摩擦的层(例如，Teflmi )涂敷，或者可以被浸没在润滑材料中，以最小化摩擦。而且，可以在球形磁体之间布置滚珠轴承而不是低摩擦滑动元件。关于上述的用于平移振动的电磁换能器，(一个或多个)磁体的振动可以经由偏置构件106被传送到壳体。这样的设计被称为“浮动质量换能器”。在各个实施例中，偏置构件被定位在(一个或多个)振动磁体和壳体之间，以便防止磁体直接地接触壳体。如上所述，偏置构件106可以用于限定谐振频率，和/或减小在(一个或多个)磁体和壳体的内表面之间的摩擦。偏置构件106通常是柔性和弹性的，并且可以但不局限于由有机硅和/或弹簧类材料构成。
在上述实施例中的振动磁体可以驱动轴和/或流体(液压驱动器)，而不是振动壳体，如图12中所示但不局限于此。图12是在图6中所示的实施例的修改，其包括一个球形磁体601和衔铁1202。类似于图6A，衔铁1202被连接到轴1203的非磁适配器1201(在图6A中的适配器602)保持就位(注意，替代地，如果衔铁1202本身的形状使得将其本身保持以轴线105为中心，并且如果轴1203连接到衔铁1202，则可以不需要非磁适配器1201)。因为轴1203，所以偏置构件1204可以被成形为弹性环。流过线圈102和103的电流可以推或拉该轴(1203)。轴1203可以在一端具有活塞1208。活塞1208可以但不局限于分离在容器(1205)中的流体室1209和1210，该容器具有流体入口 1206和流体出口 1207。如果活塞1208被开发为阀门(例如，允许仅从室1209向室1210通过流体)，则磁体的振动可以泵送可以是气体的流体。替代地，在被活塞分离的两室1209和1210之间的流体/气体压力上的波动会在线圈中感生电压，使得换能器用作传感器。根据本发明的另一个实施例，换能器1300包括具有线圈1305和球形磁体1303的 壳体1310，如图13中所示。球形磁体1303在任何方向中机械地自由旋转。在没有任何外部磁场的情况下并且当没有流过线圈1305的电流时，由于在壳体1310中固定并且吸引球体1303的磁极的一个或多个衔铁1306和1307，球形磁体1303自对准(即，具有磁稳定的定向)。流过线圈1305的交流电流产生磁场,该磁场向球形磁体1303施加扭矩。由于惯性力矩，球体1303不能足够快地响应(即，旋转)，并且在相反方向上的扭矩也被施加在相对于壳体1310固定的线圈1305上。因此，通过线圈1305的交流电流引起壳体1310的旋转振动，其可以取代平移振动电磁换能器而被替代地使用。电磁换能器(称为“旋转质量换能器”)的这个实施例不承受扭矩，并且在存在任何方向和定向的强外部磁场的情况下不能被去磁，强外部磁场如在磁共振成像(MRI)环境中出现的那些强外部磁场但不局限于此。 上述电磁换能器可以通过向所述(一个或多个)线圈应用电流而被用作驱动器/激励器。在各个实施例中，(一个或多个)线圈可以附接到被附接到另外的电路元件的引线，该另外的电路元件可以包括但不局限于处理器或本领域中已知的其他控制元件。电磁换能器可以用于例如改善对象的听力。这可以包括但不局限于将电磁换能器的壳体紧固到在中耳中的听小骨。在其他实施例中，上述的电磁换能器可以当在逆模式中运行时被用作传感器。例如，图9示出用作传感器的图7的实施例。振动(或者在旋转质量换能器的情况下，为旋转)在(一个或多个线圈)中产生电压的感生。这样的传感器可以用于但不局限于用于耳部植入体中以检测听小骨的运动，或用作在中耳中的“麦克风”或检测镫骨肌反射。在本发明的各个实施例中，如上所述包含可以机械地旋转的(球形)磁体的、用于平移运动的电磁换能器也可以被用作具有可调整的极性的电磁换能器。对于向线圈内输入的特定电流的机械响应(磁体的移动方向)取决于(一个或多个)磁体的(一个或多个)磁矩的实际定向，可以通过施加强的反平行外部磁场来改变该实际定向。具有机械地自由转动的磁体的电磁换能器的上述实施例在存在任何定向的强外部磁场期间不承受扭矩。可以在由于在转动的(一个或多个)磁体中间以及在(一个或多个)磁体和壳体之间的摩擦导致的外部磁场的定向的改变期间暂时地施加小的扭矩。因此，用于减小摩擦的措施可以用于避免因为摩擦导致的这些小量的扭矩。这些措施包括但不局限于使用Teflon 或类似的材料或使用在本领域中已知的润滑剂来涂敷磁体和/或壳体的内表面。此外，如结合图4上述，可以设计具有在不同定向上缠绕的两个或更多差动线圈的电磁换能器的实施例，使得在源自RF脉冲的换能器线圈中感生的总的电压大体是零。这可以对于MRI应用特别有益。图16示意地示出了可以固定到结构的电磁换能器组件1600。该结构可以例如是耳朵的镫骨肌1601或不局限于与耳朵或其他组织相关联的其他振动结构。在其他实施例中，该结构可以是与振动相关联的非生物结构。电磁换能器组件1600说明性地包括第一部件1615，第一部件1615包括至少一个磁体1604。第一部件1615可以经由第一附接机构1603附接到诸如镫骨肌的结构。第一部件1615经由第二附接机构可移除地耦合到线圈组件1613，第二附接机构可以包括但不局限于保持机构1607和1609，用于保持第一部件1615。线圈组件1613可以包括壳体1608，用于容纳至少一个线圈1602和1605。壳体1608可以由本领域中已知的、诸如钛的生物可相容材料构成。各种(一个或多个)磁体1611可以用于将线圈1602/1603保持在壳体1608内的正确的位置。
线圈1602和1605产生用于表示与第一部件1615相关联的至少一个磁体1604的振动的信号。输出端口 1612可以从线圈组件1613延伸，并且可以用于例如与诸如用于存储和/或分析信号的例如计算机或其他监控设备的另外的电路对接。图17 (a)和图17 (b)示意地示出了根据本发明的一个实施例的电磁换能器的第一部件1701。第一部件1701包括壳体1702，壳体1702与线圈组件1613的壳体1608类似，可以由诸如钛的生物可相容材料构成。壳体1702有益地可以具有以反平行配置布置的多个磁体1703和1705。例如，第一部件1701可以包括以反平行配置布置的两个圆柱磁体1705和四个环形磁体1703，如图17 (b)中所示。可以使用其他磁配置，诸如一个或多个球形磁体，如在上面的实施例中所述，该一个或多个球形磁体减少了外部磁场的影响。在各个实施例中，第一部件1701可以包括能够在壳体1702内在任何方向上转动的至少一个磁体，每一个磁体的移动基本上限于沿着单个轴线的移动，并且其中，壳体的振动引起该至少一个磁体的振动。图18示意地示出了根据本发明的一个实施例的电磁换能器的线圈组件1801的部分。如上所述，线圈组件1801可以包括保持机构1803，用于在线圈组件1801中正确地定位和/或保持第一部件。保持机构1803可以是但不局限于弹簧或其他偏置机构，该弹簧或其他偏置机构可以提供例如小于IOOHz的与第一部件1701和相关联的磁体相关联的期望的机械谐振。注意，也可以在第一部件的壳体内包括偏置元件，与上述换能器类似，该偏置元件不使用与保持机构1803相关联的任何偏置机构或与其组合地偏置在第一部件1701内的(一个或多个)磁体的移动。第一部件的壳体可以包括一个或多个缺口或止动部以有助于对准和/或保持。响应于基于但不局限于基于镫骨肌的移动的第一部件/磁体振动，位于线圈组件1801内的线圈1805提供电流。磁体1807可以用于将线圈1805正确地定位在壳体(在图18中未示出)内。图19和20示出根据本发明的一个实施例的线圈1805的不同视图。说明性地，线圈1805是凹形设计的，第一部件被插入其中。线圈1801包括用于输出由线圈产生的电流的引线1903。注意，在各个实施例中，电流可以被输入到引线1903上，以便使得电流在线圈1801中流动，引起磁体振动。如图21中所示，引线可以具有凹形电极2103或凸形电极2102，用于与另外的电路对接/连接。图22 Ca)示出根据本发明的一个实施例的、在镫骨肌腱2201上安装的第一部件2204。第一部件2204包括第一附接机构2203，其被外科医生用于将第一部件2204紧固到镫骨肌腱。第一附接机构2203可以是在本领域中已知的各种紧固器的任何一个，说明性地诸如束线带或扎带或快拉带(quick draw)ο如图22 (b)中所示，根据本发明的一个实施例，外科医生可以然后通过例如将凸形第一部件2204插入凹形线圈组件2204内而将线圈组件2204附接到第一部件2203。当镫骨肌腱发热(fire)和收缩时，第一部件2203的磁体振动。该振动在与线圈组件2204相 关联的线圈中引起电流，该电流经由引线被传送到另外的电路2205，此时，它可以被但不局限于被监控、读取、存储和/或分析。由电磁换能器组件产生的信号可以用于但不局限于用于编程/适配听觉植入体。例如，也被称为镫骨肌反射的、用作高声压的结果触发的镫骨肌的拉紧可以用于设置和/或校准耳蜗植入体，因为可以从测量的镫骨肌反射推断由病人感知的声能。该测试可以当处理不能使用言语反馈来表达他们的感知的、具有听觉植入体/装置的很小的病人时特别有益。可以在多个星期的时间段上使用这样的测试，以调整植入体/装置的激励幅度，但不局限于此。电磁换能器的容易移除的线圈组件当期望在一段时间上测试时特别有益。在初始向期望的振动结构上安装第一部件后，线圈组件可以被附接并且随后被移除任何次数，而不移除第一部件。如在各个实施例中上述的、与第一部件相关联的磁体最小化与诸如施加的外部MRI磁场的外部磁场的相互作用，有益地导致减小与第一部件相关联的扭矩和/或去磁化。虽然已经公开了本发明的各个示例性实施例，但是对于本领域技术人员应当显而易见的是，在不偏离本发明的真实范围的情况下，可以进行实现本发明的优点的一些各种改变和修改。这些和其他明显的修改意欲被所附的权利要求涵盖。
权利要求
1.一种电磁换能器组件,包括 第一部件，其包括至少一个磁体；以及 线圈组件，其包括 第二附接机构，用于可移除地将所述线圈组件附接到所述第一部件； 至少一个线圈，用于产生代表所述至少一个磁体的振动的信号；以及 输出端口，用于提供所述信号。
2.根据权利要求I所述的换能器组件，其中，所述第一部件进一步包括第一附接机构，用于将所述第一部件附接到振动结构。
3.根据权利要求2所述的换能器组件，其中，所述第一附接机构用于附接到与病人的耳朵相关联的结构。
4.根据权利要求3所述的换能器组件，其中，所述第一附接机构用于附接到病人的镫骨肌。
5.根据权利要求2所述的换能器组件，其中，所述第一附接机构包括束线带。
6.根据权利要求I所述的换能器组件，其中，所述至少一个磁体包括以反平行配置布置的多个磁体。
7.根据权利要求I所述的换能器组件，其中，每一个磁体能够在壳体内的任何方向上转动，其中，每一个磁体的平移运动基本上限于沿着单个轴线的移动，并且其中，所述壳体的振动引起所述至少一个磁体的振动。
8.根据权利要求7所述的换能器组件，其中，所述至少一个磁体是基本上球形的。
9.根据权利要求I所述的换能器组件，其中，所述第二附接机构包括 与所述第一部件相关联的凸形壳体；以及 与所述线圈组件相关联的凹形壳体，使得所述凸形壳体被插入所述凹形壳体内，以可操作地将所述第一部件连接到所述线圈组件。
10.根据权利要求I所述的换能器组件，其中，所述线圈组件进一步包括至少一个弹簧，用于阻尼所述至少一个磁体的振动。
11.一种用于测量结构的振动的方法，所述方法包括 将第一部件附接到所述结构，所述第一部件包括至少一个磁体； 将线圈组件附接到所述第一部件，所述线圈组件用于产生代表所述至少一个磁体的振动的信号； 将所述信号提供到所述线圈组件的输出端口 ；并且 从所述第一部件移除所述线圈组件，留下附接到所述结构的所述第一部件。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，所述结构与病人的耳朵相关联。
13.根据权利要求12所述的方法，其中，所述结构是病人的镫骨肌，所述方法包括测量病人的镫骨肌反射。
14.根据权利要求11所述的方法，其中，所述至少一个磁体包括以反平行配置布置的多个磁体。
15.根据权利要求11所述的方法，其中，每一个磁体能够在所述壳体内的任何方向上转动，其中，每一个磁体的平移运动基本上限于沿着单个轴线的移动，并且其中，所述壳体的振动引起所述至少一个磁体的振动。
16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述至少一个磁体是基本上球形的。
17.根据权利要求11所述的方法，其中，凸形壳体与所述第一部件相关联，并且凹形壳体与所述线圈组件相关联，使得将线圈组件附接到所述第一部件包括向所述凹形壳体内插入所述凸形壳体。
18.根据权利要求11所述的方法，进一步包括阻尼所述至少一个磁体的振动。
19.根据权利要求11所述的方法，进一步包括 至少部分地基于所述信号来编程听觉植入体。
全文摘要
电磁换能器组件包括第一部件。该第一部件包括至少一个磁体，并且可选择地包括第一附接机构，用于将第一部件附接到振动结构。线圈组件包括第二附接机构，用于可移除地将线圈组件附接到第一部件。线圈组件进一步包括至少一个线圈，该至少一个线圈产生表示该至少一个磁体的振动的信号。输出端口提供该信号。
文档编号H04R25/00GK102893631SQ201180019157
公开日2013年1月23日 申请日期2011年4月14日 优先权日2010年4月15日
发明者杰弗里·R·鲍尔 申请人:Med-El电气医疗器械有限公司