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CN101128172A - 听力植入物 - Google Patents

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CN101128172A
CN101128172A CN200680005709.4A CN200680005709A CN101128172A CN 101128172 A CN101128172 A CN 101128172A CN 200680005709 A CN200680005709 A CN 200680005709A CN 101128172 A CN101128172 A CN 101128172A
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Abstract

本发明提供了一种听力植入物。本发明所涉及的致动器用于植入人体中耳内的可植入助听器。该致动器包括具有第一和第二操作端面(41，43)的大致细长的压电构件(34，36)，所述端面相对于所述压电构件的纵向轴线大致成直角延伸。本发明还提供了一种框架构件，该框架构件包括至少一个弯张放大器元件(32)，该弯张放大器元件与第一和第二框架端部(42，44)成一体并连接该第一和第二框架端部，该第一和第二框架端部当被装配到所述压电构件上时也相对于该压电构件的纵向轴线大致成直角延伸，从而该第一和第二端部与所述压电构件端面接触。

Description

听力植入物
技术领域
本发明涉及用于辅助受损听力的装置。更具体地说，本发明涉及提供机电致动器，该机电致动器可以直接安装到中耳的小骨上，用于放大由声音信号产生的振动。
背景技术
感觉神经性耳聋是迄今最为普遍的一种听力损失。在英国，耳聋影响了九百万人，这些人当中80％具有感觉神经性耳聋(源于DefeatingDeafness，英国)。原因包括先天性的、由细菌引起的、高强度噪音，尤其是衰老过程，而且受影响的很大一部分人都在60岁以上。听力损伤是影响老年人口的第三大慢性疾病，并且是最少被诊断的一种。由于受到大噪音的影响，在年轻年龄组的某些年龄段中发病率增加。
目前，还没有修复耳蜗或通向大脑神经通路的有效措施。对于大多数患者来说，可以通过助听器充分放大声音来充分恢复听力。传统的助听器具有多个问题：声反馈(由于麦克风太靠近扬声器)、音质不足以及由于阻塞耳道而不舒适。从社会角度来说，许多人也不喜欢助听器，因为佩戴助听器的外表会使使用者感觉他们看起来像是有生理缺陷的。另选方案是可植入装置。
中耳植入物(MEI)通过使听骨链振动来提供机械放大。它们适用于仍具有残余听力的中度到重度的感觉神经性听力损失的患者。它们可能使高达50％的听力损失的人受益。
这样的中耳植入物可以利用呈机电移动装置形式的致动器，所述致动器通过利用电场控制构件的位置。在这方面，公知压电致动器，压电致动器基于压电效应，即，某些晶体材料在受到外部施加电压的情况下表现出改变形状的特性。就此而论，可以将弯张致动器(flextensionalactuator)定义为连接至柔性机械结构上的压电元件(或压电元件叠层)，该柔性机械结构转换并放大压电元件或压电元件叠层的输出位移。弯张构件的性能取决于制造弯张构件的材料中的刚度分布、以及弯张构件的形状，因此也取决于结合结构的拓扑结构。
特别是自二十世纪五十年代以来已经提出许多种压电致动器，现在，本技术领域中的技术人员根据由形状限定的分类系列来描述这些压电致动器(Brigham and Royster，1969)。最初有五类，但是现在通常接受的至少有七类。对本领域技术人员来说公知的是，致动器在设计上的微小改变(在外观上可能大致相同)会使性能产生特别显著的差异，甚至可以用于特殊用途。
多层型致动器提供高的发生力和响应速度，但是不能表现出高的位移。双压电晶片型致动器可以表现出高的位移，但却具有较低的发生力和较慢的响应速度。对于产生的力仍然足够的应用来说，弯张致动器通常与多层型压电元件一起使用，从而以降低驱动力为代价而增加位移。Moonie致动器(Newnham，1991)是具有这样性能的致动器，即，其在某种程度上结合了多层型致动器和双压电晶片型致动器的优点。然而，所报道的Moonie致动器的缺点在于，在商业生产中，产生弯曲运动的柔性机械结构(Newnham称其为“端盖”)及其组装需要劳动密集的生产过程。
在Dogon等人[9]及授予Newnham等人的美国专利No.5,729,077中，提出了对Moonie装置的改进，该改进装置被描述为“钹(cymbal)”型致动器，其具有增加的位移、更大的发生力以及更为简单的端盖设计。钹型致动器包括夹在两个截头圆锥体金属端盖之间的柱形陶瓷元件。Dogon等人认为他们设计的金属端盖可以通过压制而更节约成本地制造，并且与相同大小的陶瓷元件相比，钹型致动器表现出更高的位移。该致动器的移动机理是弯张运动和转动运动的组合，据称，相比于基本Moonie型致动器或其具有环形带槽端盖的改型致动器，该弯张运动和转动运动的组合在更宽的部分上提供了更一致的位移。
Dogon等人描述了将各个致动器堆叠在一起，以获得更高的位移，他们并且还打算使设计最小化，然而，这是针对尺寸小到几厘米的水下感测装置而言的，而不是对可制成足够小以植入中耳中的装置而言的。
已经提出了具有基于使用压电或电磁换能器的致动器的中耳植入物。采用压电换能器的致动器具有的潜在益处在于，直接从电信号提供机械运动以使听骨链按期望振动。
已经在不同的构造中使用包括由锆钛酸铅(PZT)制成的压电换能器的致动器，以对受损听力提供辅助。在日本研发了基于双压电晶片振子(图1)的可部分植入的压电中耳植入物(P-MEITM)[1，2]。该双压电晶片振子1具有与双金属条带相似的结构。其具有两条极性相反的压电膜2、4，这两个膜2、4粘结在一起以形成弯曲或双压电晶片振子。在附图标记6处施加电压使条带中的一个条带变长，而另一个收缩，从而使得单元弯曲。该振子宽1.4mm、厚0.6mm、长7mm，并且通过支架而锚固在中耳中的适当部位。
由Rion Co.Ltd.(日本)制造的可部分植入的中耳植入物(P-MEITM)于1993年在日本获得批准进行拓展性临床试验，并且以人体为对象进行测试。P-MEITM(参见图2)包括外部单元8和内部单元10。外部单元8包括麦克风、放大器和初级感应线圈。该单元由电池供电，通过电磁感应将放大的电信号传递给内部的次级感应线圈12，次级感应线圈12的输出端电连接至双压电晶片陶瓷振子1，该双压电晶片陶瓷振子1通过羟磷灰石管14与镫骨头13直接接触。该布置需要切除听骨链的其它骨，这将其应用对象限制为不能通过普通中耳外科手术恢复的少量具有严重中耳损伤的患者。用于临床用途的振子元件的最大输出功率只能补偿1kHz下的50dB的骨传导损失。因此，P-MEITM装置仅对具有传导性及混合型听力损失的患者才有用。
在德国开发了ImplexTM中耳植入系统TICATM(可全植入通信辅助)[3]。该MEI基于压电盘弯曲件(bender)16，如图3a所示。陶瓷盘弯曲件具有两种振动模式，即分别由其材料压电系数d31和d33决定的沿其径向和厚度方向的振动。由于陶瓷元件18的周长受到支撑金属元件20(通常为黄铜板)的限制，因此没有有效的径向位移，并且针对沿该方向的运动而产生的能量转而引导成放大陶瓷盘弯曲件16沿其厚度方向的位移。这种设计的较大型号大量用于电话蜂鸣器和闹钟之类的物品中。此外，TICATM装置具有气密密封的生物相容壳体22(图3b)，压电陶瓷盘弯曲件位于该壳体内部。振动通过连接在壳体中央区域中的机械刚性的钛元件24而传递至听骨链。致动器具有9.3mm的直径，并且还有直径为8.5mm的较小型号[4]，两种型号都具有3mm厚的钛盘壳体，组装后的装置总质量为0.4g。
在钛盘的外部的中央安装有直径为0.5mm的钛结合探针28。在施加1V(rms)电压时，空载致动器从250Hz直到大约6kHz的位移大约为60nm。现有技术这些装置的支撑结构都固定在颅骨上，这需要复杂的外科手术。两种装置都具有由于颅骨振动以及听骨链的所需振动刺激而引起反馈的潜在问题。TICATM装置近来已经被弃用。
另一类型的可植入电子中耳助听器基于电磁原理。电磁致动器包括线圈，电流在该线圈中感应出磁通量来驱动相邻的磁体。在该“运动磁体”系统中，磁体连接到中耳的振动结构，而线圈定位在附近，或者在外耳道内，或者通过单独固定而处于中耳内。磁体可以放置在鼓膜、砧骨或镫骨上。例如，在授予Hough等人的美国专利No.5,015,225中描述了这样的磁系统，其中通过放置在外耳道内或颞骨的乳突区域内的发送器产生电磁信号，该电磁信号来自由麦克风检测到的声音。位于听骨链上或取代部分听骨链的磁体和来自发送器的输出同步地振动。在镫骨上具有植入磁体的装置的最新改进已经改善了植入物与位于外耳道内的模制组件中的线圈的同轴电磁校准。线圈与磁体之间的距离也已经减小到小于4mm[5]。该中耳植入物(被命名为SOUNDTECTM Direct DriveTMhearing system(SoundTecTM，Oklahoma City，Oklahoma，USA))已经经历了二期临床试验[6]。采用这种磁装置的优点在于，只有磁致动器必须放置在中耳内，但是电磁发送器必须充分靠近磁体定位，以提供足够幅度的振动来适当地刺激听觉系统，从而充分地改进听力。
在授予Puria等人的美国专利No.6,629,922中，发明人描述了一种用于可通过外科手术植入的助听器的弯张致动器，其中压电元件布置在用作弯张放大器的两个端盖之间，并且这三个构件通过适当的粘合装置而粘合在一起。发明人将该致动器称为旁面三角台型，然而，其符合广泛接受的对钹型致动器的描述；这一点在说明书中的若干部分(例如参照其中图4F的部分)中得到了承认。发明人试图将致动器包在生物相容的材料中以使其与身体隔离。
发明内容
本发明的目的在于设法提供一种助听器致动器，该致动器减轻了与上述公知装置相关联的问题。
本发明的另一目的在于设法提供一种致动器，该致动器用于连接至人体中耳的听骨以使听骨产生放大的机械振动，而不需要切除听骨的任何部分，所述致动器用于放大声音振动，以提高听力损失的人们的听力。
本发明的又一目的在于提供一种结合本发明的致动器的助听器系统。
根据本发明的一个方面，提供了一种用以植入人体中耳的用于助听器的致动器，该致动器包括：具有第一和第二操作端面的大致细长的压电构件，所述端面相对于该压电构件的纵向轴线大致成直角延伸；以及框架构件，该框架构件包括至少一个弯张放大器元件，该弯张放大器元件与第一和第二框架端部成一体，并连接该第一和第二框架端部，所述第一和第二框架端部在被装配到所述压电构件上时也相对于该压电构件的纵向轴线大致成直角延伸，由此所述第一和第二端部与所述压电构件的第一和第二操作端面接触。
根据本发明的另一方面，提供了一种用以植入人体中耳的用于助听器的致动器，该致动器用于放大声音振动，并包括：压电构件，该压电构件包括压电元件或所述元件的叠层或所述元件的所述叠层的阵列，所述或每个压电构件都具有第一和第二操作端；以及框架构件，该框架构件包括至少一个弯张放大器元件，所述框架构件还具有第一和第二端部，该第一和第二端部与所述弯张放大器元件或放大器元件成一体，并相对于所述弯张放大器元件或放大器元件的主轴线大致成直角布置，从而使得所述框架构件的所述第一和第二端部提供了用于所述压电构件的所述第一和第二操作端的紧密接收和装配装置，所述弯张放大器元件或多个放大器元件以位移大致垂直于所述压电构件的操作方向的方式而运行；并且由此形成的组件构成了一致动器，该致动器可以通过外科手术经过耳道且借助于切开并折回的鼓膜而植入中耳内；从而，所述致动器可以用固定装置固定到人体听骨链的一个或更多个骨上，而无需去除或破坏任何所述骨的任何部分。
本发明提供了一种用于连接至中耳听骨链的致动器，所述致动器适于与镫骨和砧骨接触，并包括：固定装置，该固定装置用于固定到所述镫骨和所述砧骨中的至少一个上，并形成和布置成在响应来自于声音的信号而被致动时，所述致动器使所述镫骨相对于所述砧骨移动，从而提供对所述声音信号的放大，以产生这样的振动级，即，对于所施加的给定声级源，该振动级可以超过听骨链在没有所述致动器的情况下通常会受到的那些振动级。
本发明的致动器利用这样的认识，即由于砧镫关节的挠性而可使听骨，尤其是镫骨实现足够的移动，从而通过将致动器只安装在听骨链的骨上就可以对声音进行放大。诸如之前所描述的TICATM装置的现有技术装置通常需要将致动器安装在颅骨上，以提供固定基座，致动器振动时听骨相对该固定基座移动。诸如SoundTecTM系统的公知电磁装置需要电磁发送器与听骨链分开地安装，并且使磁体定位在听骨链上。在这样的装置中，磁体使其连接于其上的听骨相对于安装在例如外耳内的线圈运动。相比之下，通过使本发明的致动器与镫骨和砧骨接触，该致动器与这些骨相结合，并且在被操作时进行振动，从而主动地使镫骨和砧骨相对于彼此移动。本发明的致动器以这样的方式操作，即，趋于通过力和位移将这些骨推开或拉在一起，以产生足够的放大，从而为中度(41-70dB)至重度(＞70dB)的感觉神经性听力损失的患者提供有益的听力补充。
另外，与现有技术装置(诸如在授予Puria等人的美国专利No.6,629,922中公开的大部分实施方式)显著不同的是，在可能必须进行切除的情况下，这些现有技术的装置需要对听骨的某些部分进行不可修复的损坏，从而导致不可逆转地丧失任何保留残余听力的可能性，而根据本发明的致动器不需要这样的不可逆转的外科手术。
优选的是，本发明的致动器包括压电构件，其中，利用压电元件或多个压电元件响应于电信号的膨胀或收缩使镫骨相对于砧骨移动。本发明的致动器可包括具有一个或多个压电元件的压电构件。
优选的是，对所述压电构件的膨胀或收缩进行机械放大以驱动镫骨相对于砧骨移动。
在这样的实施方式中，致动器包括呈压电材料元件形式的压电构件、或形成叠层的多个压电材料的元件、或呈阵列形式的多个叠层，以及形成和组装为单个框架构件的机械放大器构件，以在其响应于电信号而被致动时放大所述压电构件的膨胀或收缩。优选的是，本发明的机械放大器是包括一体式框架构件的弯张放大器，该框架构件由例如钛的弹性材料构成，并形成有相对于所述弯张放大器大致成直角布置的一体的第一和第二端部，从而提供用于包围或容纳所述压电构件的第一和第二操作端和端面的装置。
优选的是，对于本发明来说，呈改变矩形形式的单个框架构件具有长度稍微大于所述压电构件的第一和第二操作端面的尺寸的第一和第二端部。该框架构件具有优选弯曲的第一和第二侧面，这些侧面具有与所述压电构件的纵向尺寸(即，该压电构件的操作端面之间的距离)大致相似的有效弦长，并用作弯张放大器。从上述内容可以知道，所述框架构件的第一和第二端部相对于构成所述第一和第二弯张放大器的所述框架构件的所述第一和第二弯曲侧面大致成直角布置。
有利的是，所述框架构件的所述第一和第二侧的弯张放大器形成和布置为在形状上呈弓形，且曲率响应于所述压电构件的膨胀或收缩而增加或减小，所述压电构件的取向决定膨胀或收缩是否使所述弯张放大器的曲率增加或减少。
理想的是，所述压电构件和所述框架构件可以通过固定装置而固定在一起，该固定装置可以呈诸如树脂类粘合剂的粘合装置的形式，或呈诸如所述框架构件的所述第一和第二端部上的较小折下翼片或所述框架构件的一体的第一和第二端部中的凹部形成的机械装置的形式。另外，有利但并非必须的是，所述致动器可设有壳体涂层或覆盖装置，以使其一个或更多个部分与局部环境隔离。还有利的是，本发明的弯张放大器设有用于固定装置的固定连接的基部支撑装置，该固定装置可包括例如通过压接或通过弹簧夹装置(这仅仅是实施例)将致动器固定到镫骨和砧骨上的夹。
通过本发明的布置，本发明的致动器框架构件仅从一个单一构件就可以提供两个弯张放大器元件。所述弯张放大器元件通过弯曲而响应所述压电构件(弯张放大器与其结合)的小的膨胀和收缩，使得致动器产生幅度比只有压电构件的情况下大的位移。
以前为了其他的应用而与电压元件一起采用了弯张放大器。本发明在用于主要应用时，利用了特别小的压电构件和框架构件来提供致动器，该致动器只具有两个尺寸适于用在中耳内并连接至听骨链的主要构件，而无需损坏听骨链的任何部分。作为非限制性实施例，优选实施方式的任何尺寸都不超过2.5mm(在没有听骨链连接装置的情况下测量)。
优选的是，本发明的压电构件呈压电材料层的多层叠层或压电材料层的叠层阵列的形式。这可以具有的益处在于，当致动器由电信号致动时，可产生较大的驱动力和较大的位移。
理想的是，所述压电构件具有由例如锆钛酸铅(PZT)的压电材料构成的压电元件，该压电元件优选呈压电材料的多层叠层的形式。
本发明的致动器可以包括非常小而且还以较低功耗水平操作的压电元件、叠层或阵列。它们可以通过耳道和切开并折回的耳膜(鼓膜)而插入到中耳内，这是中耳外科手术中最简单最普通的方法。理想的是，根据本发明的非常小的致动器可以连接至听骨链，而无需在手术过程中破坏或损坏听骨链的任何部分，从而确保在由于某种原因而表示或需要移除所植入致动器的情况下不会损失残余听力。这与现有技术装置是明显不同的。可以通过直接布线至致动器来提供声音信息信号和电力，其中电源例如是电池或者诸如电容器的其它蓄电池或存储装置。
优选的是，使用申请人的未决国际专利申请WO 03/063542中公开的信号和电能传输系统。该系统利用来自安装在外耳道内的源的光信号，以通过中耳内的光接收器将声音信息传送至致动器，并且在某些情况下可以向光接收器以及其它电子构件提供电能，所述光接收器将光信号转换成用于致动器的电输入。所述光接收器可以直接安装在致动器上或者可以放置在中耳中其它部位，并通过适当的线路连接至所述致动器。
可以设想向本发明的致动器供电的其它手段，例如感应耦合。通过利用来自压电传感器或多个传感器的电信号来操作本发明的致动器可以实现无需电池或外部电源的可完全植入的装置。所述传感器响应于声音振动而产生电信号，并位于耳内。
形成和布置固定装置来将所述致动器安装到中耳的镫骨或砧骨中的至少一个上。可以采用多个不同的固定装置，稍后描述一些优选实施方式。如果所述固定装置将所述致动器连接至镫骨或砧骨中的仅一个上，则将所述致动器固定成使其接触另一骨，从而与两个骨相结合。在所述致动器运行时，其使镫骨相对于砧骨移动。
优选的是，所述固定装置将所述致动器连接至镫骨。更优选的是，所述固定装置包括具有三个支叉的可压接的弹簧或其它夹装置，所述三个支叉中的两个支叉紧密地装配在镫骨头上，另一支叉装配在与镫骨头的接合处附近的镫骨脚结构之间。固定装置可以用来从下面(底部)接近或从上面(顶部)接近(approach)地将致动器连接至镫骨。通过第二固定装置(诸如包括两个弹性支叉的可压接的弹簧或其它夹装置)连接至砧骨而提供了与砧骨适当的接触。
如果例如通过从上面接近而连接至镫骨，则在通过可压接的弹簧或其它夹装置将致动器连接至镫骨时，通过使致动器抵靠砧骨定位就可以使致动器简单地接触砧骨，但是也可以使用诸如第二可压接的弹簧或其它夹装置的第二固定装置。
另选的是，可以利用例如用于连接到镫骨头侧面的可压接的夹装置作为固定装置而从侧面接近地连接至镫骨，并通过其它可压接的夹装置来连接至砧骨，从而使致动器和镫骨及砧骨形成良好接触。
在外科手术实践中，从侧面接近是优选的，因为从其它方向接近时听骨周围的可用空间有限。
优选的是，所述固定装置通过可压接的夹、弹簧或其它包括适当设计和构造的夹的夹装置根据连接所述致动器的接近方向将所述致动器连接至砧骨和镫骨。
本发明的致动器的优选实施方式包括作为所述压电构件的压电元件的多层叠层或多个叠层的阵列。这样的叠层是公知的，并且可以构造成以收缩(d31)或膨胀(d33)模式或这两种模式的组合来进行操作。该模式可以根据所述叠层或多个叠层相对于所述机械放大器的取向来限定。在d31模式下，在施加电压时，元件叠层沿着所述框架构件的两个端部之间的线的方向收缩，而在d33模式下，在施加电压时，叠层沿着所述框架构件的两个端部之间的线的方向膨胀。
本发明的致动器的优选实施方式包括压电构件，在该压电构件中，两个d31模式的压电叠层通过呈连接至所述叠层相邻端的基部支撑件形式的基部支撑装置而间隔开，以形成大致纵向的压电阵列。构成所述压电构件的压电阵列固定到由弹性材料构成的框架构件上，该框架构件包括长度比所述压电阵列大的大致纵向形状的弯张放大器，所述框架构件设置在各端处，且一体的第一和第二端部均相对于所述弯张放大器大致成直角布置，以形成开放设计的框架构件，该框架构件通过固定装置固定到所述压电构件的第一和第二操作端面，所述弯张放大器具有从该压电构件向外弯曲的弓形。当所述压电构件被致动而收缩时，所述弯张放大器的曲率增加，从而沿着大致远离所述压电构件的方向运动。所述基部支撑件用于将所述致动器连接至用于将该致动器安装至所选的听骨上的固定装置。
在另一优选实施方式中，致动器包括框架构件，该框架构件设有均为大致纵向形状的双弯张放大器，并设有一体的第一和第二端部，该第一和第二端部均相对于所述双弯张放大器大致成直角布置，并且所述框架构件的所述一体的第一和第二端均固定在构成所述压电构件的纵向压电阵列的第一和第二操作端周围，所述双弯张放大器以相对的方式定位，使得在所述压电构件被操作而收缩时，所述双放大器的主体在它们曲率增加的同时在彼此大致远离的方向上运动。该装置可以带来的益处在于所述压电构件的负载对称，从而避免在阵列中出现会导致多层压电叠层断裂的显著张应力。另一益处在于，通过各所述放大器沿着相反方向的运动使得所述压电构件的收缩运动在所述双弯张放大器作用下的放大率加倍。如果所述双弯张放大器位于要相对于彼此运动的骨之间，而不是通过设有适当连接装置的基部支撑件将致动器连接至一个骨，并且将也具有设有适当连接装置的基部支撑件的一个弯张放大器连接至另一骨，则可以利用该加倍的放大率。
在另选的优选实施方式中，使用d33(膨胀)压电叠层或阵列来提供所述压电构件。在这样的实施方式中，所述框架构件具有单个弯张放大器或可不同构造的双弯张放大器。可包括一个d33叠层或首尾相连放置的d33叠层的阵列的大致纵向的压电构件组装到具有一体的第一和第二端部的框架构件，该第一和第二端部均相对于所述单个或双弯张放大器大致成直角布置，并且所述框架构件的所述一体的第一和第二端中的每个都固定在纵向压电构件的第一和第二操作端的周围。
在这种情况下，所述单个或双弯张放大器为朝向所述压电构件弯曲的弓形，且所述一体的第一和第二端部用作将所述单个或双弯张放大器从所述压电构件隔开的分隔件。当所述压电构件被致动而膨胀时，所述单个或双弯张放大器的主体的曲率减小，从而从所述压电构件离开。如果采用双弯张放大器，则以相对的方式将它们相对于所述框架构件的所述一体的第一和第二端部大致成直角布置，使得当所述压电构件被致动时，它们沿着相反方向、大致垂直于所述压电构件的纵向轴线地运动。在该实施方式中，所述基部支撑件可以位于所述压电构件上或位于弯张放大器上，后一设计提供的放大率是前一设计的两倍。
在所述致动器的另一优选实施方式中，包括d33(膨胀)压电叠层的压电构件与包括两个弯张放大器的框架构件一起使用，所述弯张放大器相对于一体的第一和第二端部大致成直角布置。框架构件优选由钛或钛合金制成。
本发明提供了一种用在中耳植入物中的致动器，所述致动器包括压电构件和框架构件，该框架构件提供一个弯张放大器或双弯张放大器，该弯张放大器形成并布置成在所述压电构件响应于来自声音振动的信号而被致动时，对该压电构件的位移进行放大。
通常，所述框架构件可包括具有单个弯张放大器或双弯张放大器的单片弹性材料，所述弯张放大器均基本呈纵向形式，并设有一体的第一和第二端部，该第一和第二端部均相对于所述单个弯张放大器或双弯张放大器大致成直角布置，且所述框架构件的所述一体的第一和第二端中的每一个都固定在构成所述压电构件的压电叠层的第一和第二操作端周围。所述单个放大器或双放大器可具有弯曲形状。优选的是，当所述压电构件被致动而膨胀或收缩时，所述压电构件的端部处相对较小的移动导致通过所述单个弯张放大器或双弯张放大器的曲率变化而表现出来的较大移动。该移动优选大致垂直于所述压电叠层的纵向轴线。
根据本发明的另一方面，提供了一种形成致动器的方法，该致动器用于植入人体中耳内的可植入助听器，该方法包括步骤：提供具有第一和第二操作端面的大致细长的压电构件，所述端面相对于所述压电构件的纵向轴线大致成直角延伸；提供框架构件，该框架构件包括至少一个弯张放大器元件，所述弯张放大器元件与第一和第二框架端部成一体并使第一和第二框架端部相连，该第一和第二框架端部在被装配到所述压电构件上时也相对于该压电构件的纵向轴线大致成直角延伸，从而所述第一和第二端部与所述压电构件的端面接触；以及组装所述压电构件和所述框架构件。
优选的是，所组装的致动器可用外科手术经过耳道并借助于切开并折回的鼓膜而植入到中耳内。
与US 6,629,922中的Puria等人的装置明显不同的是，本发明的框架构件的弯张放大器结构并不是固定地连接至第一或第二平面，而是与第一和第二端部成一体，从而提供了用于将所述框架构件分别固定到压电构件的第一和第二端的固定装置。这具有将构件的最小总数从三个减少到两个并且将放大器元件减少到一个(通过使放大器元件总是与框架构件成一体)的效果。本发明的框架构件中的一体的第一和第二端部的结合可以显著地改进所述致动器的结构整体性，这是因为不能依靠粘合剂来保持致动器的功能性；在可植入装置的情况下这尤其重要。在本发明中还基本消除了在授予Puria等人的US 6,629,922中公开的存在潜在困难的必须步骤，即用粘合剂进行组装。另外，在本发明的所有实施方式中都避免了在授予Puria等人的US 6,629,922中的大多数实施方式中所公开的需要破坏部分听骨链的步骤。
附图说明
在如下参照附图示出的一些实施方式的详细描述中将清楚本发明的其它优选特征和优点，在附图中：
图1是可部分植入中耳的现有技术植入物P-MEITM的双压电晶片换能器的示意图；
图2是现有技术的P-MEITM的视图；
图3a是在现有技术的TICATM中耳植入物中使用的陶瓷盘压电元件的示意图；
图3b是与听骨结合的位于耳内的现有技术TICATM装置的视图；
图4a表示本发明的致动器，该致动器包括具有呈d31构造的两个压电叠层的阵列的压电构件以及具有双弯张放大器的框架构件；
图4b表示本发明的致动器，该致动器包括具有两个压电叠层的阵列的压电构件和包括单个弯张放大器的框架构件；
图5a和图5b表示由本发明的弯张放大器提供的机械放大；
图6表示压电材料层的操作；
图7a表示在本发明的致动器中使用的d33压电叠层；
图7b和图7c示意性地表示根据本发明的致动器的两个实施方式，所述致动器包括采用d33叠层的压电构件；
图8a和图8b表示本发明的致动器的两个其它实施方式；
图9a和图9b表示本发明的致动器的优选实施方式的两个视图，该致动器具有用于从下面(底部)接近而连接至听骨链的连接和安装装置；
图10表示具有用于从上面(顶部)接近而连接至听骨链的连接和安装装置的另一优选实施方式；
图11a、图11b和图11c表示具有根据本发明的两个致动器的实施方式的三个视图，所述致动器具有用于从上面接近而连接至听骨链的连接和安装装置；
图12a、图12b和图12c表示本发明的单个致动器的实施方式，该致动器具有用于连接至砧骨长脚的连接和安装装置；
图13a和图13b表示本发明的致动器的优选实施方式，该致动器具有用于从侧面接近而连接至听骨链的连接和安装装置；
图14以图表示本发明的致动器的位移放大，该致动器采用基于PZT的压电叠层并包括本发明的弯张放大器。
具体实施方式
1.基于d31多层的致动器
现在对图4中示出的基于多层的小型致动器30进行简单描述。为了清晰起见，未示出用于将致动器连接至听骨的固定装置和用于提供声音信息信号和电能的装置。
图4a表示致动器30，该致动器30对由压电构件37产生的位移进行放大，该压电构件37具有形成压电阵列的两个多层的压电叠层34、36。框架构件35包括双弯张放大器38、40，该双弯张放大器38、40设有一体的第一和第二端部42、44，该第一和第二端部42、44相对于弯张放大器38、40大致成直角布置，并分别位于压电构件37的第一和第二端面41、43处。
框架构件35优选由听力植入物行业广泛使用的材料-医用钛(ASTMF67)制成(参见http://www.kurzmed.co)。可以通过简单参照图5a而看到多层叠层34、36的取向，其中d31收缩方向沿着压电构件37的长轴。当压电构件37操作并收缩时，双弯张放大器38、40通过曲率增加的弯曲而起到将较小位移Δx(叠层长度的收缩)机械放大为较大轴向延伸量Δy的作用。也由钛制成的基部支撑件46用于安装叠层34、36并支撑压电构件37。如图5a所示，在该布置中的压电叠层的长度的减少增加了刚度并降低了在压缩负载下弯曲的趋势。另外，可以根据给定尺寸的致动器所需的位移大小选择基部支撑件46的长度，从而减小压电构件37的总长度。此外，可以选择基部支撑件46的长度，以改变压电构件37的长度，使得可以控制其电容量，从而可以控制其电流消耗。
图4b示出了致动器30的结构变型例32，其具有基本类似于框架构件35的框架构件45，但只设有单个弯张放大器38。该更为紧凑的设计同样具有易于组装至压电构件37和易于安装至听骨链的益处。
借助位移的机械放大取决于框架构件45的单个弯曲的弯张放大器38的结构，尤其是其刚度、厚度及其曲率。简单参照图5a和图5b，图5a和图5b表示单个弯张放大器结构和双弯张放大器的操作原理，可以看出高度h与长度L一起根据G＝(L)/h确定了放大倍数或增益[9]。因此，放大器38的起拱中点(最高点)处的最大位移Δy和轴向合力F3可推算为：Δy＝GΔx，并且F3＝F1/G，其中F1为来自一个多层叠层的横向(收缩)力。
例如，在图4a和图4b所示的结构中，假定L＝1mm，并且h＝0.2mm，则该机械结构可能产生的位移放大倍数为压电构件37单独位移的5倍。
为了产生所需的收缩力和位移，可以采用多层压电材料的d31叠层，图6示出了单层压电材料2是如何起作用的。在厚度方向(在图6中表示为“轴3”)上施加电压U，该电压U使得沿着厚度方向产生机械膨胀Δt，而沿着垂直方向(在图6中表示为“轴1”)产生收缩量ΔL。
作为一设计实施例，利用公式：Δt＝d33U和ΔL＝d31U(L/t)(其中系数d33和d31来自材料PZT-5H或Navy Type VI)可计算出，具有尺寸为L＝1mm、t＝25μm、W＝0.6mm的活动构件的单层压电材料2在1伏电压下产生位移ΔL＝12.8nm(以及Δt＝0.65nm)。
该装置具有大约12mN的阻滞力(刚度＝0.93N/μm)以及大约0.8nF的电容量。多层压电材料的叠层会提供增加的刚度(提供更高的驱动能力)，但是由于随着具有多层而相关联地增加了电容量也会消耗更多的电能。例如，6层的叠层会产生：ΔL＝12.8nm(Δt＝6*0.65＝3.9nm)，阻滞力F＝72mN，以及电容量C＝4.8nF。假定机械放大倍数为5(G＝5)，则这种致动器的弯张放大器在施加1伏的电压下会产生：位移Δy＝5*12.8nm＝64nm，驱动力F3＝72/5＝14.4mN，并具有仅仅4.8nF的电容量。这比报道的TICATM性能好，还具有小得多的结构。
2.基于d33多层的致动器
在图7b中，示意性地示出了致动器50，该致动器50包括压电构件57和框架构件55，该压电构件57具有两个更紧凑且潜在更强的d33多层叠层54、56的阵列(简单参照图7a亦可见)。基部支撑件66在叠层54、56之间布置在阵列57内。由于d33叠层产生膨胀，因此框架构件55的双弯张放大器58、60均具有朝向压电构件57弯曲的向内指向的弓形。弯张放大器58、60与框架构件55的一体的第一和第二端部62、64成一体，并相对于该第一和第二端部62、64大致成直角布置。框架构件55的一体的第一和第二端部62、64分别与压电构件57的第一和第二端面61、63牢固接触地布置。工作原理和放大估计方法与以上参照致动器30、32和图5所描述的类似。
在图7c中示意性地示出了一优选实施方式，该实施方式利用了基于多层d33 PZT叠层或多个叠层的致动器可以用更小的位移产生更大力的特性。在该实施方式中，致动器70包括具有单个叠层的压电构件74和框架构件75。框架构件75设有双弯张放大器78、80，每个弯张放大器都具有形成朝向压电构件74弯曲的内向指向的弓形。框架构件75还具有相对于弯张放大器78、80大致成直角布置的一体的第一和第二端部82、84。框架构件75的一体的第一和第二端部82、84分别与压电构件74的第一和第二端面81、83牢固接触地布置。有利的是，在该实施方式中，基部支撑件86布置在其中一个弯张放大器(例如弯张放大器78)之上的位置处，而不是如先前参照附图7b所描述的实施方式中那样，在压电构件57内或布置在压电构件57周围。在该后一布置中，与两个外部骨质部件(例如听骨链的砧骨或镫骨)的固定点之间的相对运动因而是基部支撑件(例如基部支撑件66)安装在压电构件(例如压电构件57)之上或之中的安装系统的幅度的两倍。
举例来说，多层叠层的端部整体尺寸为0.9mm×0.4mm，且叠层高度为2mm，有效压电端尺寸为0.4mm×0.3mm，每个压电层厚度为30μm，51层压电材料可以在施加1V(rms)电压时产生大约15nm的位移Δx，并且产生89mN的阻滞力和大约5nF的电容量。已经利用包括PZT叠层的压电构件设计并制造了根据本发明的致动器，该PZT叠层具有大致如在上文中刚刚描述的特性。
机械放大器设计
图8a和图8b表示本发明的其它两个实施方式。已利用与上文中刚刚描述的单元大致相同的压电构件对其性能进行了设计计算。
在图8a的可行示例性实施方式中，致动器90具有总体长度为2.4mm的框架构件95，该框架构件95包括双弯张放大器98、100以及相对于弯张放大器98、100大致成直角布置的一体的第一和第二端部102、104。框架构件95形成为在包括叠层的压电构件的2mm高度上和周围提供压配合，为了清晰起见未在图8a中示出该叠层。
在图8b所示的另一可行示例性实施方式中，致动器110设计成通过使框架构件115具有更长的长度L而增加位移，由此提供更长的双弯张放大器118、120。这是通过分别为一体的各第一和第二端部122、124引入一体的第一和第二结构延伸部123、125而实现的，由此可以使整体长度增加至3mm但基本不超过3mm。双弯张放大器118、120的壁厚优选为大约0.05mm。在该实施方式中使用了与图8a实施方式的相同的具有2mm高度的压电构件，为了清晰起见在图8b中省略了该压电构件。
利用计算机建模和设计工具(ProMechanicaTM FEA analysis andsimulation)，对于所施加的1V(rms)电压，这些实施方式的初始特征为：对于图8a的致动器90来说，叠层(压电构件)位移15nm被框架构件95的双弯张放大器98、100放大了7倍，而对于图8b的致动器110来说，来自该示例中使用的同一叠层(压电构件)的15nm位移被框架构件115的双弯张放大器118、120放大了八倍，从而提供了超过100nm的输出位移。
对于图8b的实施方式，驱动力(反作用力)大约为10mN，共振频率大约为10kHz。组装后的致动器的整体质量小于9mg，压曲力比PZT产生的88mN的力大1550倍。这些实施方式的致动器90、110还具有高线性的放大响应。
从下面(底部)接近而安装/连接至听骨链
图9a以示意形式表示本发明的致动器130的优选实施方式的第一视图，该致动器130具有框架构件135，该框架构件135包括两个弯张放大器138、140以及两个一体的第一和第二端部142、144。各端部142、144相对于弯张放大器138、140大致成直角布置，并被加厚以提供与图8b的实施方式的框架构件115的端部122、124的延伸部123、125等同的结构。一体的第一和第二端部142、144也分别设有第一和第二凹部147、149，所述凹部147、149容纳以框架构件135的空腔139中的压配件的形式包括d33叠层的压电构件134。双弯张放大器138、140均分别设有基部支撑件146、148。框架构件135的整体长度稍小于2.5mm，并且双弯张放大器138、140的大体壁厚为大约0.05mm。根据本发明的框架构件可以通过电火花加工或激光切割的公知工艺来制成。第一基部支撑件146固定地连接至呈镫骨夹131形式的镫骨连接装置，该镫骨夹131的形状大致为具有三个支叉(tine)131a、131b、131c的可压接的安装叉，包括用于将致动器130连接至人体听骨链的镫骨的连接及安装装置。
图9b表示通过镫骨夹131安装至听骨链上的致动器130，且支叉131a、131b可以压接在镫骨头部13a上，而支叉131c保持在镫骨脚13b、13c之间。为了清晰起见省略了压电构件134。理想的是可以将呈砧骨夹(未示出)形式的砧骨连接装置设置成固定地连接至基部支撑件148，以在第二基部支撑件148和砧骨15之间进行连接，从而为致动器130的操作提供必要接触。为了清晰起见省略了连接至电源/信号源的装置。在使用中，致动器130利用砧镫关节17的柔性而操作，使得镫骨13相对于砧骨15运动。镫骨夹131可优选地以钛或钛合金制成，或者由利用超弹性特性或形状记忆特性的形状记忆合金制成。
由于整体质量小于10mg，从而本发明优选实施方式使得听骨链所负担的质量较小，并且与现有技术装置相比非常有利。例如，Gan等人[8]发现，22.5mg的SoundTecTM植入物在1kHz到8kHz的频率范围内使镫骨位移减少仅2.6dB。
从上面(顶部)接近而安装/连接至听骨链
图10以示意形式表示另一优选实施方式的细节，在该实施方式中，致动器130通过镫骨夹131和砧骨夹132连接至听骨链，如上文参照图9a和图9b刚刚所描述的那样。致动器130通过镫骨夹131安装至镫骨13，并且用砧骨夹132安装至砧骨15。镫骨夹131和砧骨夹132可优选以钛或钛合金制成，或由利用超弹性特性或形状记忆特性的形状记忆合金制成。另选的是，不使用砧骨夹132，并且可选地通过设置连接至第二基部支撑件148的板(未示出)而使致动器130定位成与砧骨15结合接触。
图11a、11b和11c表示根据本发明的具有两个致动器150、150a的实施方式的三个视图。在该实施方式中，致动器150、150a连接至镫骨13。致动器150、150a构造为呈平行状态并由共用的钛基部支撑件166支撑。共用的钛基部支撑件166例如通过诸如镫骨夹151这类适当的夹连接装置有效地夹到镫骨头13a上，并由砧骨15支撑。镫骨夹151可以优选地由钛或钛合金制成，或者由利用超弹性特性或形状记忆特性的形状记忆合金制成。通过这些装置，致动器150、150a紧紧地结合到镫骨13上部结构的两个镫骨脚13b、13c上，从而确保良好的振动能量传递。可以使光检测器或其它遥测系统接收器19与所述装置集成，以提供用于向致动器150、150a遥控供电和用于接收声音信息信号的装置。
该设计的优点在于，其沿着镫骨自然运动的作用线对称地刺激镫骨上部结构的两个镫骨脚。与具有单个致动器的设计相比，设置两个致动器150、150a还可以提供增加的功率。
在砧骨长脚处安装/连接至听骨链
图12a、12b和12c示意性地表示单个致动器170安装在砧骨15后的实施方式的细节。致动器170通过夹172固定至砧骨15。通过结合件171实现与镫骨脚13b、13c的结合，该结合件布置在镫骨头13a周围并被杆176偏压向镫骨脚13b、13c。与图11中所示的实施方式相同，该布置提供了沿着镫骨运动的作用线的振动。
砧骨夹172、结合件171和杆176可优选由钛或钛合金制成；砧骨夹172也可以由利用超弹性特性或形状记忆特性的形状记忆合金制成。
从侧面接近而安装/连接至听骨
图13a和图13b不按比例地示出其中致动器190具有框架构件195的优选实施方式的两个示意图，该框架构件195与上文中参照图9a和9b详细描述的致动器130的框架构件135基本类似。致动器190也具有压电构件，该压电构件与上文中参照图9a和图9b详细描述的致动器130的压电构件134(包括单个d33叠层)基本类似，并作为牢固的压配件安全地接收在框架构件195的空腔199的凹部207、209内。为了清晰起见，在图13a和图13b中都省略了该压电构件。
图13a示出了用于从侧面将致动器190连接至镫骨13和砧骨15的连接装置，该连接装置呈镫骨夹191和砧骨夹192的形式。由于听骨周围的空间有限，从侧面接近可能是优选的。框架构件195设有固定地连接至镫骨夹191的第一基部支撑件206，该镫骨夹191的形状大致为具有两个支叉191a、191b的可压接的安装叉，该安装叉包括用于将致动器190连接至镫骨13的连接和安装装置。框架构件195还设有固定连接至砧骨夹192的第二基部支撑件208，该砧骨夹的形状也大致为具有两个支叉192a、192b的可压接的安装叉，该安装叉包括用于将致动器190连接至砧骨15的连接和安装装置。框架构件195结合有弯张放大器198、200以及相对于弯张放大器198、200大致成直角布置的一体的第一和第二端部202、204，第一和第二端部202、204通过分别设置凹部207、209而适于提供用于在框架构件195的空腔199内容纳和紧固压电构件的装置。
图13b示出了致动器190，该致动器190通过镫骨夹191和砧骨夹192安装至听骨链，该镫骨夹具有压接至镫骨头13a上的支叉191a、191b，该砧骨夹192具有压接到砧骨15上的支叉192a、192b。
镫骨夹191和砧骨夹192可优选由钛或钛合金制成，或者由利用超弹性特性或形状记忆特性的形状记忆合金制成。
该优选实施方式的有利之处在于，通过简单地将压电构件的第一和第二操作端牢固压配到框架构件195的空腔199的凹部207、209中来可靠地组装致动器190。一旦组装好，压电构件就会一直趋于运动从而即使不结合到框架构件195上也维持该组件。因此，致动器190为固有稳定的组件。
应理解，镫骨夹和砧骨夹可以是包括呈弹簧夹形成的弹簧装置的另选设计，该弹簧夹优选由钛或钛合金制成，或由利用超弹性特性或形状记忆特性的形状记忆合金制成。
未示出用于将压电构件紧固在框架构件中的另选装置，因为在d33实施方式中它们并不通常认为是必要的，但是可以采用它们来增强装置的稳定性。然而，在d31模式的实施方式中，这样的另选固定装置可以包括使用适当的粘合剂或提供折下翼片(在制造时形成)，并布置在一体的第一和第二端部外周周围的适当位置处。也可以设想其它连接装置，例如利用柔性丝线。
应理解，当使用d33压电构件时，如上所述，利用了如下特性，即压电构件在通过电信号而被致动时膨胀，使其在移动期间压靠框架构件，从而无需使用补充紧固装置(除了所公开的在该新颖框架构件中设置凹部之外)。通过现有技术的致动器(例如授予Puria等人的US 6,629,922中所公开的致动器，这些致动器依赖于剪切加载的粘结紧固组件)不可能实现对在挑战性环境(例如用于植入到人体)中使用的致动器结构整体性的这一关键增强。
应理解，用于本发明的致动器的声音信息信号和电能可以通过直接布线到致动器而提供，电源例如可以是电池或其它蓄电池或诸如电容器的存储装置。
有利的是，根据本发明的致动器可以设有壳体、涂层或覆盖装置，以使其一个或多个部件与局部环境隔离。壳体装置可以呈适当的金属或塑料壳或膜的形式。
致动器测试结果
图14以曲线图表示了对于本发明致动器的实验测试结果，其中尺寸和其它特性参见以上公开的计算。压电叠层本身在施加1V峰-峰电压时产生大约8.1nm的位移。其中安装装置大致如图10所示布置(但是没有砧骨夹)的致动器输出位移由于共振而在高达1kHz时为38.5nm(增益＝4.75)，高达8kHz时平均位移达46.3nm(增益＝5.7)，高达20kHz时为62.8nm(增益＝7.75)。在鼓膜处以90dB SPL的声音刺激时镫骨正常位移在到达1kHz之前为大约20nm，并随着频率升高而降低。
尽管具体地参照了有限数量的优选实施方式描述了本发明，但是本领域技术人员应清楚，在不脱离如所附权利要求限定的本发明范围的情况下，可以对本发明进行改变和修改。

Claims (37)

1.一种用于助听器的致动器，该致动器用于植入人体中耳内，所述致动器包括：
具有第一和第二操作端面的大致细长的压电构件，所述端面相对于该压电构件的纵向轴线大致成直角延伸；以及
包括至少一个弯张放大器元件的框架构件，该弯张放大器元件与第一和第二框架端部成一体并连接该第一和第二框架端部，该第一和第二框架端部在被装配到所述压电构件时也相对于该压电构件的纵向轴线大致成直角延伸，从而所述第一和第二端部与所述压电构件的第一和第二操作端面接触。
2.根据权利要求1所述的致动器，其中，所述压电构件以d33膨胀模式操作。
3.根据权利要求1所述的致动器，其中，所述压电构件以d31收缩模式操作。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的致动器，其中，所述框架构件包括两个弯张放大器元件，每个弯张放大器元件与所述框架构件的所述第一和第二端部成一体。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的致动器，其中，所述一个或多个弯张放大器元件具有指向所述压电构件弯曲的大致弓形形状。
6.根据权利要求1至4中任一项所述的致动器，其中，所述一个或多个弯张放大器元件具有背向所述压电构件弯曲的大致弓形形状。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的致动器，其中，所述压电构件包括一个或多个压电元件的叠层。
8.根据权利要求1至7所述的致动器，其中，具有用于连接装置的用来将所述致动器连接和固定到所述听骨链的所述骨上的支撑和安装装置的基部支撑件被设置成固定地安装在所述框架构件的所述至少一个弯张放大器元件中的一个或多个弯张放大器元件之上。
9.根据权利要求1至8所述的致动器，其中，所述压电构件包括所述压电元件的叠层的阵列，并且所述叠层通过设置基部支撑件而彼此分开布置，该基部支撑件具有用于连接装置的用来将所述致动器连接并固定到所述听骨链的所述骨上的支撑和安装装置。
10.根据权利要求9所述的致动器，其中，设置了两个所述基部支撑件，所述基部支撑件分别固定地安装在所述框架构件的两个所述弯张放大器中的各弯张放大器之上。
11.根据权利要求1至10所述的致动器，其中，所述框架构件的所述一体的第一和第二端部的厚度与所述弯张放大器的壁厚基本相同。
12.根据权利要求1至10所述的致动器，其中，所述框架构件的所述一体的第一和第二端部的厚度基本大于所述弯张放大器的壁厚。
13.根据权利要求1至12所述的致动器，其中，所述框架构件的所述一体的第一和第二端部均设有凹部，该凹部的尺寸和形状确定为构成了用于所述压电构件的所述第一和第二操作端的接收和固定装置。
14.根据权利要求1至12所述的致动器，其中，所述框架构件的所述一体的第一和第二端部均设有折下翼片，从而所述折下翼片的折下构成了用于形成所述压电构件的所述第一和第二操作端的接收和固定装置的装置。
15.根据权利要求1至14所述的致动器，其中，所述框架构件的所述一体的第一和第二端部均通过呈适当粘合装置形式的固定装置固定到所述压电构件的所述第一和第二操作端。
16.根据权利要求1至15所述的致动器，其中，所述致动器由适当的光电检测器装置供电。
17.根据权利要求1至15所述的致动器，其中，所述致动器由适当遥测装置供电。
18.根据权利要求1至15所述的致动器，其中，所述致动器由适当的电池供电。
19.根据权利要求1至15所述的致动器，其中，所述致动器由适当的感应线圈供电。
20.根据权利要求1至15所述的致动器，其中，所述致动器由诸如电容器的存储装置供电。
21.根据权利要求1至20所述的致动器，其中，所述致动器通过连接结合装置结合至所述听骨链的所述骨中的至少一个骨上。
22.根据权利要求21所述的致动器，其中，所述连接结合装置呈可压接的夹的形式；
23.根据权利要求21所述的致动器，其中，所述连接结合装置呈弹簧夹的形式。
24.根据权利要求21至23中任一项所述的致动器，其中，所述连接结合装置布置在砧镫关节周围。
25.根据权利要求21至24所述的致动器，其中，所述连接结合装置由钛或钛合金制成。
26.根据权利要求21至24所述的致动器，其中，所述连接结合装置由利用形状记忆特性的形状记忆合金制成。
27.根据权利要求21至24所述的致动器，其中，所述致动器通过由利用超弹性特性的形状记忆合金制成的连接结合装置来结合。
28.根据权利要求1至27所述的致动器，其中，所述致动器设有壳体装置，以使其构件中的一个或多个与局部环境隔离。
29.根据权利要求28所述的致动器，其中，所述壳体装置呈壳或膜的形式。
30.根据权利要求28或29所述的致动器，其中，所述壳体装置由塑料制成。
31.根据权利要求1至27所述的致动器，其中，所述致动器设有涂层装置，以使其构件中的一个或多个与局部环境隔离。
32.根据权利要求1至27所述的致动器，其中，所述致动器设有覆盖装置，以使其构件中的一个或多个与局部环境隔离。
33.根据权利要求1至32所述的致动器，其中，在使用中，通过所述致动器利用所述砧镫关节的柔性的操作，可使镫骨相对于砧骨运动。
34.一种用于助听器的致动器，该致动器用于植入到人体中耳内以放大声音振动，该致动器包括：
压电构件，该压电构件包括压电元件或所述元件的叠层或所述元件的所述叠层的阵列，所述或各压电构件具有第一和第二操作端；以及
框架构件，所述框架构件包括至少一个弯张放大器元件，所述框架构件还具有第一和第二端部，该第一和第二端部与所述弯张放大器元件或多个放大器元件成一体并相对于所述弯张放大器元件的主轴线大致成直角布置，使得所述框架构件的所述第一和第二端部提供用于所述压电构件的所述第一和第二操作端的紧密接收和装配装置，所述弯张放大器元件或多个放大器元件以位移大致垂直于所述压电构件的操作方向的方式而运行；并且
由此形成的组件构成了一致动器，该致动器可以用外科手术经过耳道且借助于切开且折回的鼓膜而植入到中耳内；从而
所述致动器可以用固定装置而固定到人体听骨链中的一个或多个骨上，而无需去除或损坏任何所述骨的任何部分。
35.一种形成用于助听器的致动器的方法，该致动器用于植入人体中耳内，该方法包括如下步骤：
提供具有第一和第二操作端面的大致细长的压电构件，所述端面相对于该压电构件的纵向轴线大致成直角延伸；
提供包括至少一个弯张放大器元件的框架构件，该弯张放大器元件与第一和第二框架端部成一体并连接该第一和第二框架端部，该第一和第二框架端部在被装配到所述压电构件上时也相对于该压电构件的纵向轴线大致成直角延伸，从而所述第一和第二端部与所述压电构件的第一和第二操作端面接触；以及
组装所述压电构件和所述框架构件。
36.根据权利要求34所述的方法，其中，组装了的致动器可以通过外科手术经过耳道并借助于切开且折回的鼓膜而植入到中耳内。
37.一种通过外科手术植入根据权利要求1至34中任一项所述的致动器的方法，该方法包括通过耳道和切开且折回的耳膜将所述致动器插入到中耳内。
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