激励圆窗膜的流体耦合作动器的制作方法

本发明涉及激励圆窗膜的流体耦合作动器，具体地说是通过激励圆窗膜来补偿听力损失的用于治疗听力损伤的可植入式的作动器，属于助听装置技术领域。

背景技术：

听力损伤是社会上最常见的疾病之一，根据损伤机理的不同，听力损伤又可以分为传导性听力损伤和感音神经性听力损伤。随着科学的不断发展传导性听力损伤一般可以通过手术进行治疗，但是感音神经性听力损伤在现有的科学技术下还没有较好的治疗方法，大多采用助听器来改善听力。但传统助听器只能解决轻度到中度感觉神经性听力损伤；佩戴不方便；输出声音信号和耳道反馈的声音信号容易发生混叠，使患者最后感受的声音信号清晰度降低等诸多缺点。

针对上述问题，国内、外研究机构和研究人员开始研究机械激励的植入式助听装置，这些植入式助听装置通过其内部作动器机械激励听小骨，进而补偿听力损伤。相比于传统助听器植入式助听装置，由于采用机械激振，其声音放大增益值远大于助听器的声激励，可补偿更高程度的听力损伤；此外，植入式助听装置作动器是植入体内，无需放入耳道，避免了传统助听器的堵耳问题，提高了佩戴舒适性。但很多患者在具有感音神经性听力损伤的同时，还伴有听小骨损坏，使得传统植入式助听装置作动器无法工作。为此，国际上提出了激励耳蜗圆窗的听力补偿方案。这种方案避开了听骨链，故可以有效治疗混合性耳聋。但现有针对圆窗激振补偿的临床研究所用的人工中耳都是 MED-EL公司的SOUNDBRIDGE，一款非专门针对圆窗激振设计的传统电磁式人工中耳。出现了作动器作用端不能很好地与圆窗膜贴合，进而作动器振动传递不充分，弱化了激振能量的传递效率，降低了人工中耳的听力补偿效果。此外，作动器作用端方位不易调节，使得其不能处于最佳激振圆窗的位姿，部分激振力做无用功，不能达到最优听力补偿效果。振子作用端与圆窗膜接触的初始压力也无法根据需要调整，而研究结果显示适当的初始压力将增强高频段的听力补偿效果，这特别有利于感音神经性听力补偿。作动器未针对性地设置支撑结构，临床上采用筋膜固定在圆窗上，支撑刚度过小，研究结果表明这将削弱作动器的听力补偿效果。上述问题的存在，大大影响了临床效果，导致临床术后出现较大的个体差异且实际补偿效果低于理论设计值。

技术实现要素：

为了解决上述存在的问题，本发明公开了一种激励圆窗膜的流体耦合作动器，以解决现在技术下圆窗作动器作用端与圆窗耦合不充分、作动器作动端位姿不易调节、作动器作用端与圆窗膜接触处初始压力无法调节等技术问题，其具体技术方案如下：

一种激励圆窗膜的流体耦合作动器，该激励圆窗膜的流体耦合作动器与外部供能装置通过导线相连，该激励圆窗膜的流体耦合作动器通过激励患者的圆窗膜来补偿听力损失，其特征是包括伸缩装置和振动传导装置，

所述振动传导装置内部密封，且内部密封空间内充满液体或者气体，所述振动传导装置包括顶端部分和尾端部分，所述顶端部分和尾端部分通过传导管连接，所述顶端部分设置成圆柱体形状的空腔体，该空腔体的四周为顶端空腔壁，所述顶端空腔壁的一端台阶形状缩小形成顶端连接口，另一端形成一个敞开的开口，该开口覆盖有顶端柔性薄膜，所述尾端部分也设置成圆柱体形状的空腔体，该空腔体的四周为尾端空腔壁，所述尾端空腔壁的一端呈两节台阶形状缩小形成尾端连接口，另一端形成一个敞开的开口，该开口覆盖有尾端柔性薄膜，所述传导管的一端套接连接顶端连接口，另一端套接连接尾端连接口，

所述伸缩装置包括尾端调节装置、伸缩器和壳体，所述壳体呈空心圆柱状形状，所述壳体的内表面设置一个台阶坡度，台阶坡度的一侧为细内孔大小与伸缩器相适应，另一侧为粗内孔大小与振动传导装置顶端部分相适应，所述尾端调节装置与细内孔螺纹连接，所述尾端调节装置一侧设置有凹槽，另一侧与伸缩器固定连接，通过旋转尾端调节装置调整伸缩器与顶端柔性薄膜的作用距离；

所述振动传导装置的顶端部分插到伸缩装置的壳体中，所述顶端柔性薄膜抵触着伸缩器，所述尾端柔性薄膜抵触着患者的圆窗膜。

所述伸缩器选用压电叠堆或者电磁作动器。

所述振动传导装置的顶端空腔壁的外表面与所述伸缩装置的外壳形成螺纹副连接。

所述振动传导装置的顶端空腔壁开设有注射小孔，所述注射小孔通过密封钉密封，所述密封钉径向开设有通孔，在拧紧密封钉过程中可流出多余液体，所述密封钉拧紧后在外表面涂抹密封胶。

所述振动传导装置的尾端部分还设置有角度调整装置和作动端固定支撑装置，所述作动端固定支撑装置围绕在尾端空腔的四周，所述作动端固定支撑装置朝向尾端柔性薄膜一侧设置呈弧形拱起，所述角度调整装置围绕在尾端空腔壁的中间段台阶周围，所述角度调整装置朝向尾端连接口一侧设置呈弧形内凹，所述角度调整装置的一端与尾端空腔壁的中间段接触，另一端与所述作动端固定支撑装置以球副接触，并通过特制螺钉连接；所述特制螺钉包括上部和下部，所述上部卡在角度调整装置一侧，所述下部与作动端固定支撑装置形成螺纹副连接，上部和下部之间通过钢丝绳连接，通过调整特制螺钉以调整尾端柔性薄膜相对于圆窗膜的作用角度。

所述尾端空腔壁的外表面设置有螺纹，所述角度调整装置与尾端空腔壁螺纹连接。

所述尾端空腔壁的朝向尾端连接口的纵向竖直面上开设有若干个距离调节槽，通过专用工具与该距离调节槽相配合转动以调整所述尾端柔性隔膜相对于圆窗膜的作用距离。

所述伸缩装置的壳体的外部设置有伸缩部固定支撑装置，所述伸缩部固定支撑装置与伸缩装置采用螺纹连接，所述伸缩装置通过伸缩部固定支撑装置通过骨钉固定在患者头骨或者通过螺纹连接固定在作动端固定支撑装置上，所述作动端固定支撑装置通过骨钉固定在患者的圆窗四周骨质上。

所述专用工具选用突出三个小圆柱头的半圆柱结构，其突出部分与所述后空腔小孔相配合。

本发明的工作原理是：

本发明，作动端固定支撑装置通过骨钉固定在患者的圆窗四周骨质，伸缩部固定支撑装置通过骨钉固定在患者的头骨上，或者螺纹连接固定在作动端固定支撑装置。伸缩器作动规律推动顶端柔性薄膜，振动传导装置的顶端部分产生振动，该振动通过传导管传递到尾端部分，通过尾端柔性薄膜作用于患者的圆窗，补偿患者的听力。

本发明的有益效果是：

本发明振动传导装置的尾端部分设置有角度调整装置和若干个距离调节槽，通过调节角度调整装置和若干个距离调节槽，使尾端柔性隔膜与圆窗膜以最佳位置贴合在一起，使得尾端部分能处于最佳激振圆窗的位姿，以达到最优听力补偿效果。

本发明采用液体或气体传导方式进行振动传导，这种结构使得伸缩装置可以安装在头骨上以减轻圆窗四周的骨质材料的承载，且在头骨上安装角度不受人耳结构的限制，传动效率不会因角度问题而降低。

本发明通过专用工具与距离调节槽相配合转动以调整所述尾端柔性隔膜相对于圆窗膜的作用距离，使得尾端柔性隔膜与圆窗膜之间的初始压力根据需要进行调整，适当的初始压力可以增强高频段的听力补偿效果。

附图说明

图1表示人耳结构示意图，

图2表示伸缩装置示意图，

图3表示振动传导装置示意图，

图4表示伸缩装置与振动传导装置的顶端部分固定示意图，

图5表示振动传导装置的尾端部分固定示意图，

图6表示作动端固定支撑装置示意图，

图7表示尾端后空腔调整工具示意图，

图8表示作动器的实施例一，

图9表示作动器的实施例二，

附图标记列表：1—外耳，2—中耳，3—内耳，4—耳廓，5—耳道，6—鼓膜，7—锤骨，8—砧骨，9—镫骨，10—耳蜗，11—伸缩部固定支撑装置，12—骨钉，13—患者头骨，14—患者圆窗四周骨质，18—尾端后空腔调整工具，20—伸缩装置，21—压电叠堆，22—尾端调节装置，23—壳体，30—尾端部分，31—特制螺钉，32—作动端固定支撑装置，33—尾端连接口，34—角度调整装置，35—尾端柔性薄膜，36—尾端空腔壁，36—作动端固定支撑装置，40—顶端部分，41—顶端空腔壁，42—密封钉，43—注射小孔，44—顶端柔性薄膜，45—顶端连接口，50—传导管，51—液体，60—振动传导装置。

具体实施方式

下面结合附图和具体实施方式，进一步阐明本发明。应理解下述具体实施方式仅用于说明本发明而不用于限制本发明的范围。

图1为人耳结构示意图，显示了外耳1、中耳2及内耳3的横截面。其中，外耳主要包括耳廓4及耳道5；中耳则包括鼓膜6 (耳膜)和听骨链。听骨链由三块微小互联的骨头(听小骨)组成,即锤骨7、砧骨8和镫骨9。锤骨7贴附在鼓膜6上，而听骨链中最后一块骨头镫骨9耦合到内耳的耳蜗10。在正常听觉系统中，外耳的耳廓4将外部空气中压强的波动采集，通过耳道5传达鼓膜6，引起中耳系统中鼓膜6和听骨链的振动,进而由听骨链的镫骨9将振动传入内耳中的耳蜗10。耳蜗10通过内部淋巴液与基底膜的流固耦合作用，及外毛细胞的振动放大(对基底膜感应的微小振动进行主动放大)，使耳蜗10内的内毛细胞感应中耳2输入的机械能。最终由内毛细胞将机械运动转化为神经脉冲并传给听觉神经，进而产生声音。感觉神经性听力损伤，通常是由于耳蜗内部外毛细胞的损坏,降低了对内毛细胞的输入，从而导致人耳声音感知度的降低。由助听装置进行的放大，即是对基底膜振动的放大。

实施例一

结合说明书附图2--8，结合附图可见，本激励圆窗膜的流体耦合作动器，该激励圆窗膜的流体耦合作动器与外部供能装置通过导线相连，该激励圆窗膜的流体耦合作动器通过激励患者的圆窗膜来补偿听力损失，该激励圆窗膜的流体耦合作动器包括伸缩装置20和振动传导装置60，所述伸缩装置20用于产生原始的振动，该振动通过振动传导装置60传递到患者的圆窗膜，补偿患者听力。

所述振动传导装置60内部密封，且内部密封空间内充满液体51或者气体，所述振动传导装置60包括顶端部分40和尾端部分30，所述顶端部分40和尾端部分30通过传导管50连接，所述顶端部分40设置成圆柱体形状的空腔体，该空腔体的四周为顶端空腔壁41，所述顶端空腔壁41的一端台阶形状缩小形成顶端连接口45，另一端形成一个敞开的开口，该开口覆盖有顶端柔性薄膜44，所述尾端部分30也设置成圆柱体形状的空腔体，该空腔体的四周为尾端空腔壁36，所述尾端空腔壁36的一端呈两节台阶形状缩小形成尾端连接口33，另一端形成一个敞开的开口，该开口覆盖有尾端柔性薄膜35，所述传导管50的一端套接连接顶端连接口，另一端套接连接尾端连接口。伸缩装置20产生的振动通过顶端部分40和传导管50传递到尾端部分30。

所述伸缩装置20包括尾端调节装置22、压电叠堆21和壳体23，所述壳体23呈空心圆柱状形状，所述壳体23的内表面设置一个台阶坡度，台阶坡度的一侧为细内孔，另一侧为粗内孔，所述尾端调节装置22与细内孔螺纹连接，所述尾端调节装置22一侧设置有凹槽，另一侧与压电叠堆21固定连接；压电叠堆21与外部供能装置连接，给压电叠堆21提供作用动力。凹槽通过特定工具插入到凹槽中，旋转尾端调节装置22，调节尾端调节装置22和压电叠堆21与顶端柔性隔膜的距离。

所述振动传导装置60的顶端部分40插到伸缩装置20的壳体23中，所述顶端柔性薄膜44抵触着压电叠堆21，所述尾端柔性薄膜35抵触着患者的圆窗膜。通过壳体23与顶端空腔壁41连接，实现伸缩装置20与振动传导装置60连接。

所述振动传导装置60的顶端空腔壁41的外表面与所述伸缩装置20的外壳形成螺纹副连接。螺纹副连接为一种实现简单的连接方式。

所述振动传导装置60的顶端空腔壁41开设有注射小孔43，所述注射小孔43通过密封钉42密封，所述密封钉42径向开设有通孔，在拧紧密封钉42过程中可流出多余液体51，所述密封钉42拧紧后在外表面涂抹密封胶。通过注射小孔43朝向振动传导装置60中注射液体51或者气体，让液体51或者气体充满振动传导装置60。

所述振动传导装置60的尾端部分30还设置有角度调整装置34和作动端固定支撑装置32，所述作动端固定支撑装置32围绕在尾端连接口的四周，所述作动端固定支撑装置32朝向尾端柔性薄膜35一侧设置呈弧形拱起，所述角度调整装置34围绕在尾端空腔壁的中间段台阶周围，所述角度调整装置34朝向尾端连接口一侧设置呈弧形内凹，所述角度调整装置34的一端与尾端空腔壁的中间段接触，另一端与所述作动端固定支撑装置32以球副接触，并通过特制螺钉31连接；所述特制螺钉31包括上部和下部，所述上部卡在角度调整装置34一侧，所述下部与作动端固定支撑装置32形成螺纹副连接，上部和下部之间通过钢丝绳连接。图7表示尾端后空腔调整工具示意图，角度调整装置34能够通过尾端后空腔调整工具18调整尾端空腔壁与后窗膜的接触角度。

所述尾端空腔壁的外表面设置有螺纹，所述角度调整装置34与尾端空腔壁螺纹连接。角度调整装置34与尾端空腔壁螺纹连接，角度调整装置34与尾端空腔壁螺纹能够同步旋转角度。

所述尾端空腔壁的朝向尾端连接口的纵向竖直面上开设有若干个距离调节槽，通过专用工具与该距离调节槽相配合转动以调整所述尾端柔性隔膜相对于圆窗膜的作用距离。

所述伸缩装置20的壳体23的外部设置有伸缩部固定支撑装置11，所述伸缩装置20通过伸缩部固定支撑装置11固定在患者头骨13，所述作动端固定支撑装置32通过骨钉12固定在患者圆窗四周骨质14上。

当向伸缩装置20输入驱动电压时，压电叠堆21便在逆压电效应下产生形变，做伸缩运动，并通过顶端柔性隔膜、液体51、柔性隔膜将运动传给圆窗膜，进而将振动传给耳蜗，带动耳蜗内淋巴液流动，对听力进行补偿。

实施例二

结合说明书附图2--7和说明书附图9，结合附图可见，实施例二中所述伸缩装置通过伸缩部固定支撑装置固定在作动端固定支撑装置上，所述作动端固定支撑装置固定在患者的圆窗四周骨质上。其他与实施例一相同。

实施例三

所述伸缩装置包括尾端调节装置、电磁作动器和壳体，由电磁作动器提供伸缩振动。其他技术方案与实施例一相同。

实施例四

所述伸缩装置包括尾端调节装置、电磁作动器和壳体，由电磁作动器提供伸缩振动。其他技术方案与实施例二相同。

本发明方案所公开的技术手段不仅限于上述技术手段所公开的技术手段，还包括由以上技术特征任意组合所组成的技术方案。

以上述依据本发明的理想实施例为启示，通过上述的说明内容，相关工作人员完全可以在不偏离本项发明技术思想的范围内，进行多样的变更以及修改。本项发明的技术性范围并不局限于说明书上的内容，必须要根据权利要求范围来确定其技术性范围。