CN1216208A - 改进的可生物相容的换能器 - Google Patents
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Abstract
第一,一种可植入助听器包括至少两个微音器,改进消噪效果,并通过微驱动器的阵列提供间接改进。第二,助听器包括微驱动器,其中通过液体将一对压电板极的偏移耦合到用于刺激病人内耳中流质柔性膜片。第三,助听器包括一方向增强器,病人可将其佩戴其头部,以增强感觉到的声音的方向性。第四是可植入微驱动器,它响应施加的电信号产生膜片或面的机械位移。耦合在压电变换器和膜片或面之间的液体为变换器提供机械阻抗匹配。
Description
本发明涉及可植入的可生物相容的换能器领域，特别是用于完全可植入助听器系统的换能器，以及实施这种换能器的后期植入操作。
目前存在对于体内或体外出现的刺激产生的电信号作出响应的可植入、可生物相容的换能器的需求。相应地存在响应电信号在体内实现机械作用的需求。这些可生物相容的换能器可用于心脏监视、药物导入、或其它具体功能。通过身体产生机械作用的可生物相容的、可植入的换能器可在助听器、可植入泵、瓣膜、或其它类电池供能的生物刺激中使用。由于植入后很难提供为换能器工作供电，所以非常希望需要极少电能的高效换能器。同样，非常希望以尽可能简单和可靠的方式控制这些微驱动器的工作，并且使任何不可生物相容的元件都与身体组织和液体完全隔离而不损害微驱动器的工作。
特别是对于助听器，尽管已有三十年的研制努力，应承认目前提供的换能器在助听方面欠尽人意。诸如助听器本身产生的声音中的失真、伴随佩戴助听器产生的不舒适感、及在社交场合的难堪之类的各种问题都是用户不满意中的重要因素。即使是本身在自由空间中具有低失真的极好的耳道内的助听器在使用时同样产生明显失真。这种失真，特别是在高声级的失真主要是由助听器的微音器和扬声器之间的正反馈产生的。通过下面的事实非常好地说明这种情况：如果一个具有完全正常听力的个人佩戴一个标准助听器，直到助听器佩戴者适应其人造假体为止，在相当长的时间间隔中不能分辨讲话。Mead C.Killion在1993年7月的美国听觉学学报上发表的题为″千毫安助听器：为听力损伤者呈现高保真的尝试″一文中描述了定做助听器性能特性以满足每个病人特殊的听力损伤的特有要求。
通常，衰老会产生不能由目前的助听器适当补偿的听力损伤。在大多数情况下，听力损伤通常出现在较高频率。为此，许多助听器增加高频增益以补偿听力损伤。然而，这种简单的技术不足以补偿高频听力损伤。来自助听器佩戴者的最多见的抱怨与不佩戴助听器的其它人相同：即在分辨诸如社会集会、晚会等之类的嘈杂的环境，助听器应为最具社会效用的讲话中是无能为力的。不能改善噪声和通常是讲话的有用信号之间的辨别率是严重限制目前助听器使用的重要问题。这种情况下，听力受损的人可以很清楚地听到声音信号，包括所希望的信号在内，但不能区别这些信号或理解它们。相反，完全可以理解，具有良好听力的人可在嘈杂环境中与其它人谈话。
辅音中出现的高频包含大量语言信息。对年老者而言，由于高频听力损伤，捕捉这些高频信号的能力降低，分辨噪声的效力减弱。结果是，为了在象晚会这样的嘈杂环境中捕获可理解的谈话，听力受损的人通常需要谈话的声级比周围的噪声等级高约10至15dB。相反，众所周知，具有良好听力的人可在嘈杂环境中与其它人谈话，即使环境的声级比讲话声级高10至15dB。虽然正常人在这种嘈杂环境中可能不会捕获所有声音，但是即使在识别率少到45％时也足以补充剩余信息。因此，在嘈杂环境中大脑提供非常敏捷的信息分辨率。不幸的是，大多数助听器将谈话声和噪声同样放大。目前的助听器不能改善分辨率令大多数人烦恼，并使70％听力受损的人最终或是放弃他的助听器，或是根本一个也不买。
实质上，除去助听器忠实地重现声音之外，所希望的是从周围的噪声中分辨有用的声音，虽然并不总是有把握可从噪声中优先区分出有用的声音。然而，已知的是两耳的听力帮助分辨声音。诸如对个人的频带有选择地应用复杂数字滤波技术的数字信号处理之类的其它方法可以改善讲话的分辨率。然而，这种数字信号处理是一个非常复杂的问题，目前其实施需要计算能力强大的数字信号处理器。然而，目前的处理器和与其相关部件不能足以小型化到在可植入助听器中使用的程度。此外，这种数字信号处理器消耗大量电能，超过了可为包括最少为三至五年电池替换间隔设计的植入电池的整个可植入助听器系统提供的电能。
1996年9月19日提交的题为″可植入助听器″的专利合作条约(″PCT″)专利申请号PCT/US96/15087(″PCT专利申请″)描述了一种使用非常小的可植入微驱动器的可植入助听器，该微驱动器采用应力偏置的铅镧氧化锆钛酸盐(″PLZT″)换能器材料。该PCT专利申请还公开了一种Kynar微音器，该微音器可距植入的微驱动器有足够远的物理间隔，以致不发生反馈。PCT专利申请中描述的微驱动器实施例公开了如何根据希望通过液压放大来增加换能器的偏移或位移。该微驱动器还说明了在完全维护或实际增强换能器性能的同时该薄膜振动膜如何针对换能器结构而提供良好生物隔离。该PCT专利申请还公开了如何用由助听器的可植入Kynar微音器接收的信号控制助听器的工作特性。该PCT专利申请中描述的这种非常紧凑、结实和坚固的可植入助听器对目前可提供助听器的所述问题提供了显著的促进。
本发明的一个目的是提供一种改善病人感觉的感兴趣声音的完全可植入助听器系统。
本发明的另一个目的是提供一种改善感兴趣的声音与背景噪声之比的完全可植入助听器系统。
本发明的再一个目的是提供一种具有用于接收声音的微音器相控阵列的完全可植入助听器系统。
本发明的再一个目的是提供一种具有改进的方向性的助听器系统。
本发明的再一个目的是提供一种改进的用于刺激病人内耳中流质的可植入助听器微驱动器。
本发明的再一个目的是提供一种一般目的可植入微驱动器。
本发明的再一个目的是提供一种具有增强性能的可植入微驱动器。
本发明的再一个目的是提供一种其操作特性可易于适应特定应用的可植入微驱动器。
本发明的再一个目的是提供一种其操作可易于从病人身体外部改变的可植入微驱动器。
在本发明的一个方面中，简单地包括具有至少两个微音器的完全可植入助听器系统，两个微音器都适于植入病人皮下。每个微音器响应冲击病人的声波独自产生电信号。同样适于植入病人的助听器信号处理装置接收微音器产生的两个电信号并适当处理接收的电信号以降低环境噪声。信号处理装置把经处理的噪声降低的电信号重新发射到助听器的可植入微驱动器，向其提供驱动电信号。微驱动器中包括的换能器适合于在病人内耳的流质中直接机械地产生病人感觉为声音的振动。
在降低噪声的第一实施例中，完全可植入助听器系统、微音器适合于植入病人身上的分离的位置。选择一个植入位置接近感兴趣的声音，同时选择另一个植入位置接收环境噪声。在降低噪声的第二实施例中，完全可植入助听器系统的一个微音器皮下植入到病人耳垂中，感兴趣的声音冲击耳垂可扩张或压缩微音器的换能器。在降低噪声的第三实施例中，微音器阵列中包括的完全可植入助听器系统的单个微音器单独响应冲击病人的声波。信号处理装置单独从阵列中的每个微音器接收并处理信号，以产生所希望的助听器灵敏度阵型。
本发明的第二方面包括一个具有改进微驱动器的完全可植入助听器系统，改进的微驱动器包括具有开放第一端和与第一端分开的开放第一面的中空壳体。适合于从微驱动器壳体向外和向微驱动器壳体内偏移的第一柔性膜片密封壳体的第一端。在改进微驱动器的一个实施例中，一个第二柔性膜片密封壳体的第一面，从而封闭该壳体。不可压缩的液体注入封闭壳体。第一压电材料板极机械地耦合到第二柔性膜片。压电材料板极从助听器信号处理装置接收驱动电信号。作为驱动电信号施加到第一板极的经处理的电信号直接偏移第二柔性膜片，由壳体内的液体从第二柔性膜片耦合该偏移，以偏移第一柔性膜片来刺激病人内耳的流质。
在完全可植入助听器系统的改进微驱动器的优选实施例中，微驱动器的壳体还包括同样与壳体第一端分开的开放第二面。第二面也由第三柔性膜片密封，从而保持壳体密封。第二压电材料板极机械地耦合到第二柔性膜片并同样接收驱动电信号。作为驱动电信号施加到第一和第二板极的经处理的电信号直接偏移第二和第三柔性膜片，由壳体内的液体从第二和第三柔性膜片耦合该偏移，以偏移第一柔性膜片来刺激病人内耳的流质。
本发明的第三方面包括一个方向增强器，带有植入助听器系统的病人可将方向增强器佩戴在其头部或身体上，以增强病人感觉的声音的方向性。通过增强病人感觉的声音的方向性，病人可有效地改善感兴趣声音的信噪比。
本发明的第四方面包括一个响应施加的电信号产生机械位移的可植入微驱动器。该微驱动器包括具有开放第一端，和与第一端分开的开放第二端的中空壳体。适合于从壳体向外和向壳体内偏移的第一柔性膜片密封壳体的第一端。第二柔性膜片密封第二端，从而封闭该体。不可压缩的液体注入封闭壳体。第一压电材料板极机械地耦合到第二柔性膜片并接收施加的电信号。施加到第一板极的电信号直接移动第二柔性膜片，由壳体内的液体从第二柔性膜片将第二柔性膜片的位移耦合到第一柔性膜片。在该改进微驱动器的实施例中，在第一柔性膜片中形成的、或在第二柔性膜片和第一柔性膜片中间环绕壳体的沟纹允许第一柔性膜片响应施加的电信号以毫米级位移。
对本领域技术人员来说，从下面对如各附图所示的优选实施例的详细描述将会理解或明了这些和其它特性、目的和优点。
图1是表示人体外耳、中耳和内耳颞骨的冠状局部截面图，并示出PCT专利申请中公开的完全可植入的助听器系统部件的相对位置。
图2是描绘图1所示的植入内耳突出部中的完全可植入助听器系统中包括的微驱动器的截面正视图；该图有一个位于中耳室内的换能器，在换能器和柔性膜片之间采用液压耦合以刺激位于病人内耳中的流质；
图3A是完全可植入助听器系统微驱动器一个替换实施例的局部截面图；
图3B是沿图3A中微驱动器的3B-3B线的截面图；
图4是描绘具有允许更大膜片位移的沟纹状柔性膜片的可植入微驱动器的替换实施例的截面图；
图5是描绘具有允许更大膜片位移的柔性沟纹管的可植入微驱动器的替换实施例的截面图；
图6是表明PVDF膜的灵敏度轴的PVDF(Kynar)片的平面图；
图7是植入病人头部以提供噪声消除的一对微音器的平面图；
图8A是根据声音到达耳垂的方向植入病人头部以提供噪声消除的一对微音器的平面图；
图8B是在病人耳垂的不同侧植入的微音器的放大平面图；
图9是描绘微音器阵列的方向灵敏度的强度示意图；
图10是在病人头颅上植入的图9所示微音器阵列以提供方向听力灵敏度的平面图；
图11是表明生物中性外壳中封闭的植入微驱动器的声波或超声波控制的截面平面图；
图12是描绘设置在图11所示生物中性微驱动器外壳内的PVDF片的放大截面平面图；
图13A是描绘适合在具有圆形壁的微驱动器外壳中使用的PVDF片形状的平面图；
图13B是图13A所示圆形微驱动器的纵剖面图；
图14是带有植入助听器系统的病人可佩戴的用于增强病人感觉到的声音方向性的方向增强器的透视图；和
图15是图14所示配置在病人头部外的方向增强器的平面图。Ⅰ完全可植入助听器系统
图1示出植入病人12颞骨后的完全可植入助听器10的部件的相对位置。图1还示出位于耳道14一端的外耳13，通常标为耳道。外耳道14的相对端终止在耳鼓15。耳鼓15响应通过外耳道14传来的声波机械地振动。耳鼓15作为外耳道14和中耳室16之间的组织隔膜。耳鼓15在相对大的区域中通过收集声波来对声波放大并将它们传送到小许多的卵圆窗19的区域。内耳17位于颞骨11中间方位。内耳17由包括用于平衡的半圆形通道和用于听觉的耳蜗20的耳振膜骨组成。一块被称为突出部18的相对大的骨头从在卵圆窗19下的耳振膜骨向外伸出，卵圆窗19与耳蜗20的底盘管重叠。圆窗29位于从卵圆窗19伸出的突出部18的相对侧，并与耳鼓阶底端重叠。
被称为小骨链21的三块可动骨头(锤骨、砧骨和镫骨)跨越中耳室16，以使耳鼓15与内耳17在卵圆窗19连接。小骨链21将耳鼓15的机械振动传送到内耳17，在1000Hz以2.2的系数机械地衰减该运动。卵圆窗19中的镫骨趾27的振动使耳蜗20的前庭阶中包含的外淋巴液20a振动。这些压力波″振动″通过耳蜗20的外淋巴液20a和内淋巴液传播以产生耳底膜的传播波。耳底膜的位移使受纳室20b的″纤毛″弯曲。受纳室20b上纤毛的剪切效应使受纳室20b去极化。受纳室20b的去极化使听觉信号以高度有组织的方式沿听觉神经纤维20c，通过脑干传播最终信号到病人12大脑的颞叶，以感觉该振动为″声音″。
小骨链21由锤骨22、砧骨23和镫骨24组成。镫骨24的形状象带有拱形25和26以及覆盖卵圆窗19的镫骨趾27的″镫″。可动镫骨24由环形韧带支撑在卵圆窗19中，环形韧带将镫骨趾27连到卵圆窗19的固态耳振膜边缘。
图1还示出助听器10、微音器28、包括图1中未分开描绘的电池和微驱动器32的信号处理放大器这三个主要部件。微型电缆或柔性印刷电路33和34分别将信号处理放大器30与微驱动器32和微音器28互连。微音器28安装在耳廓内的皮肤下面，或作为替换，安装在包括耳垂13a，即耳垂的外耳13的后耳廓区中。
信号处理放大器30在通过外科手术刻在病人12的乳突状皮层骨39中的凹陷38内皮下植入外耳13后。信号处理放大器30经微型电缆33从微音器28接收信号，放大并调节该信号，然后经植入在外耳道14中皮肤下的微型电缆34把处理过的信号重新发送到微驱动器32。信号处理放大器30处理从微音器28接收的信号，使处理后信号的特性与微驱动器32达到最佳匹配，以获得所希望的听觉响应。信号处理放大器30可利用数字或模拟信号处理来进行信号处理，并且可采用非线性的和高度复杂的信号处理。
微驱动器32把从信号处理放大器30接收的电信号变换成对内耳17中外淋巴液20a的直接或间接机械振动。如前所述，外淋巴液20a中的振动驱动受纳室20b，以刺激听觉神经纤维20c，听觉神经纤维向病人12的大脑发信号，以作为声音的机械振动的感觉。
图1描绘了微音器28、信号处理放大器30和微驱动器32相对于外耳13的相对位置。即使信号处理放大器30被植入皮下，病人仍可利用与目前采用的那些用于控制小型化外部助听器的操作类似的技术控制助听器10的操作。微音器28和微驱动器32二者都非常小，以致其植入需要很小或不破坏病人12的组织。同样重要的是，微音器28和信号处理放大器30不干扰声音通过耳朵的正常传导，因此，在关掉助听器10或其不起作用时不会损坏听力。Ⅱ改进的微驱动器32
图2描绘了引入本文作为参考的PCT专利申请中描述的微驱动器32的实施例。图2所示的微驱动器32包括一个拧入由突出部18形成的穿孔的螺纹金属管42。可通过机械外科钻，或通过目前的外科激光技术形成穿孔。由于耳蜗20和突出部18的物理结构，管42拧入穿孔的部分应具有约1.4mm的直径。管42可由不锈钢或任何其它可生物相容的金属制成。管42的小端42a由金属膜片44密封，第二金属膜片46密封管42的大端42b。设置在中耳室16中的管42的大端42b可以为2.6mm。与膜片44在一起的管42的小端42a设置在与外淋巴液20a接触的内耳17中。
小毛细管48刺入管42的大端42b，以便在膜片44和46之间的管42注满诸如硅油、含盐流体等之类不可压缩的液体52。必须排除液体52中的气体即使其没有气泡，以使膜片46的容量偏移准确地传送到膜片44。这是通过抽空管42并通过小毛细管48对其重新充填进行的。如果毛细管48由不锈钢、钛或其它适合于生物相容的材料制成，则可通过产生即刻密封而无气泡的脉冲激光焊接密封。作为另一种方案是，小的铜毛细管48可用于重新充填，然后夹断。
应力偏置的PLZT盘形换能器54电连接到膜片46和管42的大端42b。另一种方案是将换能器54做得足够小，以便整个放置在膜片46上。换能器54的导电金属陶瓷层54b与金属膜片46并列。管42、膜片46和导电金属陶瓷层54b最好通过微型电缆34中包括的电导线55接地。换能器54的PLZT层54a涂覆有金或任何其它适合可生物相容材料的导电层54c。微型电缆34中包括的电导线56通过导线结合或通过导电环氧树脂连到导电层54c。涂覆材料的保形(conformal)层58覆盖大端42b和换能器54以便密封换能器54。
由于膜片46的面积是膜片44面积的4倍，所以向图2中位于流体注入管42上的换能器54施加电压使膜片44移动的距离比膜片46的位移大4倍。实际上，由于换能器54的容量偏移按换能器直径的4次方增加，所以如果在膜片44的位置放置与膜片44相同直径的换能器，对于预先制定的施加到换能器54两端的电压，作为助听器显著特点的移动液体52的容量要大16倍。如PCT专利申请中所描述的，微驱动器32实际上可包括两个盘形换能器54，用于增加膜片44的偏移。
图2所示的膜片44和46的设置为换能器54提供了机械力阻抗匹配。液体52提供的位移放大起到阻抗变换器的作用，并全部变换成音频范围的频率。因此，图1所示的微驱动器32将换能器54的特性与助听器10所需的特性匹配。在此提供的阻抗匹配是内耳17中所需的较大膜片偏移，由施加到换能器54两端的有限驱动电压，和由突出部18和耳蜗20提供的有限穿孔直径限定阻抗匹配。也可使用其它力阻抗匹配装置(例如杠杆)，但注入液体的微驱动器32提供非常平滑和有力的运动。
应指出，图1所示的PCT专利申请中位于中耳室16中的管42的较大末端不限于圆形。而是如下面更详细描述的，最好是形成较大末端42b的形状，以使其在结构上更好地适合内耳室的形状(例如延长大端42b)，并使微驱动器32更好地固定到突出部18。较大末端42b的这种形状会增加换能器54的表面积，从而增加其偏移和位移。对于可植入助听器微驱动器32，希望膜片44产生较大位移，以便向换能器54两端施加尽可能小的电压。该PCT专利申请描述了与实现该结果有关的微驱动器32的各种实施例。
图3A和3B描绘了微驱动器32的一个替换实施例，该微驱动器32响应施加到换能器两端较小的电压使膜片44提供较大位移。图3A和3B所示的与图2所示微驱动器32通用的那些元件带有由撇号(“′”)标志区分的相同参考标号。微驱动器32′包括一个中空壳体62，从壳体一端伸出一个圆柱形突出喷嘴63。正确地适合插入通过突出部18形成的穿孔的突出喷嘴63有一个开放第一端64。由可从壳体62向外和向壳体62内偏移的柔性膜片44′密封第一端64。壳体62有两个与第一端64分开的开放面66a和66b。面66a和66b的每一个分别由柔性膜片46a和46b密封，柔性膜片46a和46b与膜片44′组合封闭壳体62。在大多数情况下，膜片46a和46b的每一个处在不与膜片44′平行的方位。如图3A和3B所示，膜片46a和46b分别具有比膜片44′的截面积大的截面积。在前面描述的壳体62识别其各个独立部件时，实际上，可由适用于膜片46a和46b的材料形成整体来构成壳体62。
封闭的中空壳体62充满不可压缩的液体52′。相互面对的压电材料板极68分别固定到膜片46a和46b的每一个。在解剖考虑上允许板极68向中耳室16伸入显著距离，并且还允许壳体62与板极68的形状与图3A和3B所示的那些形状有所不同。与突出喷嘴63相邻的壳体62的底部可以非常窄，延长壳体62的长度和从突出喷嘴63外伸的板极68，以使板极68移动的液体52′的体积变得相当大。这样可将板极68成形、扭转和斜置以适合中耳室16，并且不局限于植入位置可提供的局部空间。
每一个板极68电连接到微型电缆34′，以便响应微型电缆34′施加的电压在相互朝向或远离的相反方向扩张或收缩。施加到膜片46a和46b的板极68的驱动运动迫使液体52朝向或远离位于病人12内耳17中的膜片44′。与图2所示微驱动器32类似，从信号处理放大器30向板极68施加的电信号直接偏移膜片46a和46b。由液体52′耦合膜片46a和46b的偏移以偏移膜片44′。虽然微驱动器32′最好采用一对板极68，根据本发明的微驱动器32′可仅只有一个板极68。或是该板极68中的每一个可具有不同形状和/或尺寸。
虽然图3A和3B的说明描绘了膜片46a和膜片46b与膜片44垂直定向，而且膜片46a和46b相互平行，但是膜片46a和46b相对于膜片44′的其它定向也包括在本发明的范围内。因此，膜片46a和46b可相对于突出喷嘴63和膜片44′以倾斜角度定向，以防止板极68干扰小骨链21或其它结构。突出喷嘴63为突出部18提供良好固定而无需额外的空间，这种额外空间将使得板极68可用空间减小。
应指出，微驱动器32′可如该PCT专利申请所述那样以围绕突出喷嘴63边缘伸出的不锈钢或钛钉和/或倒刺阵列安放保持。这样，在通过突出部分18将微驱动器32′植入穿孔期间不需要调节或旋动微驱动器32′。另一方案是，可通过小记忆合金扩张伸展固定微驱动器32′，例如在下面的心脏手术中保持动脉张开使用的那些部件。
在上述完全可植入助听器系统应用中，膜片44或44′的偏移非常小(只有微米级)，施加到换能器54或板极68两端的驱动电压很低。因此，在完全可植入助听器系统中，可使用平膜片44和44′。然而，诸如可植入泵、瓣膜、或其它类由电池供电的生物刺激器件那样，其它微驱动器应用可需要更大的膜片44或44′的位移、更大的盘形换能器54和/或更高驱动电压。如图4所示，对于微驱动器32的另一种应用，可用下面具有圆柱形沟纹84的波纹管膜片82替换图2、3A和3B中所示的平膜片44或44′。图4中所示的与图2中所示微驱动器32通用的那些元件带有由双撇号(“″”)标志区分的相同参考标号。带沟纹的波纹管膜片82可根据需要提供更大位移。由于沟纹84增加波纹管膜片82的柔性，波纹管膜片82可比膜片44或44′厚得多。如果需要，换能器54的面积与波纹管膜片82的实际面积之比可比4大得多，因此波纹管膜片82相当大的位移变得可能，例如，对于具有四分之一英寸面积、200微米厚、并接收200伏(″V″)驱动信号的换能器54，和对于2mm直径的波纹管膜片82，波纹管膜片82的位移接近1.0mm。由于换能器54的操作实际上不需要电能，利用回扫电路很容易从电池电压产生高驱动信号电压。
图5描绘了微驱动器32的另一个实施例，其中一部分管42由包括环绕沟纹94的波纹管92取代。图4中所示的与图2中所示微驱动器32通用的那些元件带有由三个撇号(“”)标志区分的相同参考标号。沟纹94为表面96提供大位移，在植入病人12时沟纹94不应固定，以允许移动表面96自由运动。
微驱动器32″和32适于包括在象图1所示的那种可完全植入的助听器系统中，其中分别用图4和5所示的微驱动器32″或32取代植入通过突出部18形成的穿孔中的微驱动器32，缓慢按下微驱动器32″或32与内耳17的圆窗接触。如上所述，液体52″或52为盘形换能器54″或54提供阻抗匹配，以使换能器54″或54产生的大力转换成波纹管膜片82或表面96的更大位移。如果换能器54″或54与波纹管膜片82或表面96的面积比是十倍，位移则增加十倍，微驱动器32″或32仍然以几克的数量级施加力以偏移圆窗29。对于微驱动器32″或32的这种应用，如该PCT专利申请所述的，具有挡块102的倒钩98可环绕管42，以使微驱动器32″或32固定在中耳室16中。
虽然至此描述的微驱动器32、32′、32″和32的结构分别增加膜片44、44′的偏移或位移，而波纹管膜片82和表面96减小换能器54、54′、54″和54产生的力，原则上，换能器54、54′、54″和54的面积可以比膜片44、44′的面积小，波纹管膜片82或表面96产生更大的力，但减小膜片44、44′，波纹管膜片82或表面96的偏移或位移。
该PCT专利申请描述了盘形换能器54，该换能器54最好用“先兆陶瓷”(Aura Ceramics)制造的应力偏置PLZT材料制造并以″彩虹″产品牌子销售。作为替换，还允许用不同的热膨胀生产应力偏置压电材料。就是说，PZT或PLZT陶瓷材料盘可在高温下用金属箔涂覆，金属箔的厚度约为陶瓷材料厚度的1/3。冷却到室温时，涂覆有金属的压电陶瓷材料的结构变为应力偏置。适合涂覆PZT或PLZT陶瓷材料的金属包括钛、镍、钛镍合金、不锈钢、黄铜、铂、金、银等。
也可采用常规的PZT单压电晶片或双压电晶片结构。对于换能器54、54′、54″或54来说，或对于板极68来说，最好的常规压电陶瓷材料是被称为Navy Ⅵ型等级的那些材料。这些材料包括由“先兆陶瓷”制造的PTZ5H和C3900材料，特别是Motorola公司制造的3203、3199或3211。上面列举的那些适用压电陶瓷材料全部呈现高值的d31材料参数，并可重叠成适当厚度，例如75微米。这种常规压电材料特别适用于图3A和3B所示的助听器微驱动器32′Ⅲ改进的微音器28
如PCT专利申请中所述的，图1所示微音器28的优选实施例包括一个非常薄的聚偏氟乙烯(″PVDF″)片，该片的面积约为0.5至2.0平方厘米(″cm2″)，在其表面上涂覆有可生物相容的金属电极。如图1所示，微音器28可植入外耳13的耳垂13a。适用于微音器28的PVDF材料可通过登记给AMPS公司的商标KYNAR商业识别。
如图6所示，制造过程中沿(a-a)轴拉伸和极化Kynar片112，以便在材料中产生永久偶极子。建立永久偶极子后，片112的拉伸因例如支撑体的声振动而在片112的表面上产生电荷。沿(a-a)轴拉伸或压缩Kynar片112产生大输出信号。反之，沿(b-b)轴，即与(a-a)轴垂直拉伸或压缩Kynar片112产生的信号仅为沿(a-a)轴拉伸产生的信号的1/10。如下面更详细说明的，Kynar片112的这些特性可有助于用来改善微音器28的方向性。
Kynar微音器28的显著优点是可生物相容的、极薄、易于植入、对外部压力或吹风的坚固性、和与身体组织的声阻抗匹配。由于Kynar的声阻抗与身体组织非常匹配，所以实际上不会有植入身体的微音器28产生的声损失。因此，Kynar微音器28位于身体外部时或将其皮下植入时实际上具有相同灵敏度。
原则上，至少有三种方法可用来对未处理信号改善助听器10的信噪比。
1．利用分开在两个位置的微音器28消除噪声，期望两个微音器28接收相同环境噪声，但其中之一接收更大的感兴趣信号，从这两个微音器28减去信号改善信噪比。
2．根据输入声音的方向性消除噪声。虽然上面的方法1同样涉及声音到达的方向，第二种方法利用Kynar微音器28的特性进一步改善信噪比。
3．与信号处理结合使用声阵列，通过将一条Kynar分离成一系列单独的微音器28，提供增强的微音器方向性。把微音器28阵列的最大灵敏度朝向声源定向，以便有选择地增强信号强度。下面逐个讨论这三种方法。
图7是病人12头部122的平面图，头中已植入助听器系统。该PCT专利申请中描绘的第一微音器28在图7中的位置(a)植入外耳13的耳垂13a。如图7所示，由于Kynar微音器28薄而紧凑，第二微音器28(如果需要可以有多个)可植入病人12头部122的不同位置(b)。位置(b)的第二微音器28作为背景噪声的一般参考点。在位置(b)，第二微音器28不太可能暴露于感兴趣的声音，或者至少感兴趣声音的强度在位置(b)比在第一微音器28的位置(a)小。因此，在位置(b)的第二微音器28优选拾取环境中的背景噪声，在大多数情况下，背景噪声从多个表面反射更具有全向性。
在信号处理放大器30中，从来自位置(a)的第一微音器28的信号减去来自位置(b)的第二微音器28的信号增强了感兴趣的声音。由于Kynar微音器28薄而小，两个微音器28可在皮肤下简单滑动，能够执行噪声消除技术植入，不会给病人造成不适。
图8A说明实施噪声消除的第二种方式，其中描绘了从病人12头部122伸出的外耳13的耳垂13a。图8A描绘了作为从头部122伸出的板极的外耳13的耳垂。与消除噪声的第一种技术相似，第一微音器28植入在图8B所示的位置(a)或(a′)，第二微音器28植入病人12头部122上的位置(b)附近。外耳13的耳垂13a通过不断轻微弯曲响应声波的冲击。如上所述，由耳垂13a的弯曲造成的Kynar微音器28的拉伸或压缩产生从微音器28输出的电信号。而且，如果声波从头部122前方到达，声压在一个方向弯曲耳朵。如果声音从头部122后方到达，声压在相反方向弯曲耳朵。
与声波是从头部122前方还是从头部122后方到达无关，由于周围组织压缩相同而与声音方向无关，在位置(b)的第二Kynar微音器28响应非常相同。相反，在位置(a)或(a′)的第一Kynar微音器28产生同样包括耳垂13a弯曲的电信号。应指出，在位置(a)或(a′)植入第一微音器28因耳垂的弯曲方向而反转信号极性。
因此，通过适当选择由植入在位置(a)或(a′)的微音器28产生的信号的极性，信号处理放大器30可针对来自头部122前方的声音将来自两个微音器28的信号相加，而消除来自头部122后方的声音。这种操作模式在谈话过程中至少能够部分消除背景噪声。为了实施该噪声消除技术，Kynar微音器28必须放置在外耳13的耳垂13a上，以使其有区别地响应从头部122前方或从锤骨22后方到达的声波。由于第二种消除噪声技术的方向性是通过弯曲Kynar微音器28产生，因此必须植入微音器28，以便通过耳垂13a的弯曲在(a-a)轴得到明显的拉伸或压缩。相反，Kynar微音器28应沿轴(b-b)定向，以使其弯曲最小。
显而易见，通过转动头部122以使外耳13定位成最适合接收感兴趣的声音，病人12可进一步增强该噪声消除，即增强两个信号之间的分辨率。必须仔细进行信号相减，或是例如限制到一个耳朵。如果病人12被从多个表面反射的噪声四面包围，第二种噪声消除技术可提供几乎完全的声音消除。这种情况下，病人12不知道环境的声级，在某些情况下可能是危险的。因此，希望利用第二种技术进行的噪声消除由病人12控制其工作特性。例如，在某些情况下，病人可以想或是取消第二微音器28的信号相减，或反转从第一微音器28接收的信号极性。
微音器28的植入对Kynar微音器28接收的信号的相位关系没有明显影响。因此，第二种技术的优点在于病人12可首先习惯与放置在耳垂13a表面上不同位置的几个取样微音器28配套，同时在植入第一微音器28前用信号处理放大器30尝试各种不同的信号处理方法。
图9和10说明了实施噪声消除功能的第三种方式，其中一长条Kynar可提供分布的微音器。在可生物相容的生物电极覆盖Kynar片112的每个位置构成有源微音器28。如图9所示，施加到片112的可生物相容金属电极可便于成型以形成独立分开的微音器28。然后，一个适用的信号处理放大器30将来自微音器28的信号相加，对来自每个微音器28的信号施加适当的加权系数，以便从阵列132获得所需的特征灵敏度图形。这样助听器10可向病人12提供可使病人12用来增强感兴趣的声音同时减小噪声的方向性。
在5000Hz的频率，声音在空气中的波长仅有6.8cm。在5000Hz提供半波长的方向阵列要求阵列132只有几厘米长。然后，通过微型电缆33将从阵列132的每个微音器28输出的信号耦合到信号处理放大器30。信号处理放大器30利用余弦分布对从每个微音器28输出的信号适当加权，以便在阵列132的整个长度获得图9所示的图形c。如图9所示，在病人12头部122围绕外耳13植入的阵列132提供定向声音接收图形。如图9所示辐射图形b所示。通过把阵列132的最大灵敏度定向到感兴趣的声音，显而易见，病人12可使用辐射图形b，以帮助改善声音的接收，并抑制噪声。作为对至此描述的微音器28的阵列132的另一方案，可在助听器10中采用更复杂的超级辐射阵列结构。
原则上，植入病人12的两个或多个Kynar微音器28可有助于用来提供噪声消除和/或微音器的方向性。前面任何一种微音器植入技术可使用频率滤除技术，以进一步增强病人12感受的声音。虽然本发明的优选实施例使用Kynar微音器28，但在原理上，在实施上述任何一项技术时可使用两个或更多可适于植入的微型装配微音器。然而，由于Kynar微音器28因其非常小、薄、不引人注目且坚固、易于成型为如上所述的阵列、和低成本，故此Kynar微音器28是最好的。
如上所述，微驱动器32、32″和32还有其它应用，例如可植入泵、瓣膜、或其它类型电池供电的生物刺激。该PCT专利申请描述了如何用信号，或许是超声频率为可植入助听器10提供音量或频率响应控制。很容易概括该控制技术供其它可植入微驱动器32使用，需要在植入后改变操作参数。植入后，有助于常常改变微驱动器32、32″或32的冲击、或冲击频率或周期。用Kynar微音器28作声拾取器可提供非常便宜的方法来实现该控制。
图11示意性地说明了微驱动器32、32′或32″的典型配置，例如植入病人12的身体142、或肢体内的泵、瓣膜等。通常，生物中性或可生物相容的外壳144把微驱动器32、32″或32与电池和控制电子器件146合为一体。外部超声波或声转换器148与身体142接触，能用流质或脂肪耦合在转换器148和皮肤之间。转换器148送出一系列由图12中的波浪线152所示的超声或声波脉冲，可由转换器148中包括的电子器件编程。如图12所示，设置在外壳144中的接收换能器154接收该脉冲序列。电池和控制电子器件146中包括的电子电路或微处理器计算机程序将该脉冲序列编译成命令串，以改变微驱动器32、32″或32的设置。
如在图12所示的微驱动器32、32″或32和外壳144的放大示意图所示，最好包括Kynar条的接收换能器154连到外壳144的壁156。冲击在壁156上的超声脉冲使Kynar接收换能器54变形并受力以产生电信号。经适当放大和处理后，这些电信号表示成用于控制微驱动器32、32″或32操作的数字命令。
图13A和13B说明适于连到外壳144的圆柱形壁156的Kyanr接收换能器154的形状。用薄金属电极158a和158b被涂敷在厚度通常在8至50微米之间的Kynar片的两侧。金属电极158a和158b的覆盖面积确定Kynar接收换能器154的有效面积。金属电极158a和158b可由诸如金、铂、钛等之类可生物相容材料制成，可通过真空淀积、溅射、电镀、或丝网印制施加金属电极158a和158b。如果需要，通过衬垫诸如镍或铬之类的薄粘性材料层将金属电极158a和158b承载在PVDF片上。由于Kynar很不活泼，原则上，具有可生物相容电极的接收换能器154甚至可在外壳144外部使用。
可在调制解调器中以使用例如频移键控的类似方式从发射机148向电池和控制电子器件146传送控制数据，频移键控方式将一种频率识别为1，而将不同的频率识别为0。由发射机148发射的脉冲的载频最好应在音频之上，即在25KHz至45KHz的超声波范围，并可适合于植入的微驱动器32、32″或32的特定深度或位置，以避免身体的回声。载频越高，则发射机148的方向性越好，但检测电子器件则需要以更高的时钟频率运行，从而增加能量消耗。这样，一系列控制信号可送到外壳144内的电子器件，电子器件进行判读以改变微驱动器32、32″或32目前的工作状态，例如关闭或启动，改变驱动器的冲击或周期性(例如通过适当地改变驱动电压，或通过改变冲击等的周期)。由于空气中的普通声波不从身体弹回传送，所以控制脉冲检测的阈值可以很高。仅当声音或超声波通过身体142以及与超声波换能器具有很好匹配的发射机148之间的接触与身体142有效耦合时，接收换能器154才接收脉冲。因此，用于控制微驱动器32、32″或32操作的方法对伪命令或噪声具有相当好的免疫力，这对于生命攸关的可植入器件是非常希望的。
原则上，微驱动器32、32″或32中包括的压电盘形换能器54、54″或54，至少在较低的超声波范围也可作为接收换能器154。然而，控制脉冲接收电路需要与换能器驱动电路强去耦，这样可向换能器54、54″或54提供高电压驱动电信号。因此，一般最好是使用分开的便宜且坚固的换能器，例如Kynar接收换能器154。
如图11和12所示，光伏电池162也可皮下植入并通过微型电缆或柔性印刷电路164连接到位于外壳144内的电池或控制电子器件146。在图12所示的实施例中，光伏电池162固定到外壳144，因此最好与光伏电池162建立两种电连接中的一种。因此，在图12所示的实施例中，微型电缆或柔性印刷电路164仅需包括一个单个的电连接器。可使用非晶硅制造光伏电池162，以允许光伏电池162形成在诸如外壳144之类的各种不同衬底上，甚至形成在柔性衬底上。很明显，如果希望的话，可适当地涂敷光伏电池162，以便在植入后使其处在皮肤下面不易被察觉到。对于紧临皮肤下面设置的、由图11中Z型箭头166所示的足够轻的光伏电池162，由光伏电池162产生的电能足以为微驱动器32、32″或32的工作供电。如图1所示，助听器10还可包括皮下植入的光伏电池172，该光伏电池通过微型电缆或柔性印刷电路174耦合到信号处理放大器30。在图1所示实施例中，光伏电池172提供用于操作助听器10的电能。Ⅳ方向增强器
现在参考图14和15，其中示出一个方向增强器，利用通用参考符号200参考图14，病人12可将方向增强器佩带在其头部122，以增强病人12感觉到的声音的方向性。在图14和15的说明中，方向增强器200插入眼镜202。虽然眼镜202是用于将方向增强器200支撑在病人12头部122上的适当器械，但也可将诸如各种帽子或头盔之类的其它器械用于同一目的。
在图14和15的说明中，方向增强器200包括固定到眼镜202的梁206的微音器28的阵列204。与图9和10所示的阵列132相似，阵列204中包括的每个微音器28响应冲击在病人12上的声波独自产生电信号。阵列204可以用与阵列132相同的方式由Kynar制造，或者也可以是微型化制造的微音器。用于为方向增强器200和信号处理电路214的工作供电的电池嵌入或固定到包含于眼镜202的一对颅骨支撑(镜架腿)216之一中。与图9和10所示的阵列相似，信号处理电路214把来自阵列204的微音器28的信号相加，将适当的加权系数施加到来自每个微音器28的信号时，使得从阵列204获得与图10所示类似的所需特性灵敏度图形。信号处理电路214包括与象音量控制等之类常规助听器中使用的那些相同的控制器件。信号处理电路214将以这种方式获得的经处理的电信号作为激励信号提供给装入或固定在颅骨支撑(skulltempke)216的端片224中的增强换能器222。增强换能器222可以是与微驱动器32、32″或32中分别包括换能器54、54″或54相同的压电换能器，微驱动器32′中包括的板极68，或包括象某些蜂窝电话中使用的那些陶瓷扬声器。作为替换，增强换能器222可以是电磁换能器，象常规助听器中使用的那些扬声器，或任何其它类型可将电信号转换成机械振动的换能器。
增强换能器222响应从信号处理电路214接收的激励信号产生机械振动。眼镜202的端片224驱使增强换能器222与病人12的头部122紧密接触，以使增强换能器222产生的振动耦合到头部122。如图15所示，如果端片224驱使增强换能器222在与助听器10中包括的微音器28紧密相邻或在其之上的位置与头部122紧密接触，增强换能器222产生的振动直接耦合到微音器28。如果微音器28皮下植入到头部122的另外一处，方向增强器200中包括的增强换能器222的振动将耦合到头部122中的骨架，骨架将该振动传送到位于头部122处的微音器28。这样，方向增强器200为病人12提供可使病人12用来增强感兴趣声音的方向性。与图10所示的132相比，方向增强器200最好在病人12正前方呈现最大灵敏度。因此，如果病人12在社交场合佩戴方向增强器200，最灵敏的方向朝向该病人面对的方向，而不是与此人成直角。
虽然最好是利用诸如眼镜202、帽子、或头盔等之类的器械将阵列204、电池212、信号处理电路214和增强换能器222全部支撑在病人12的头部122；原则上，电池212和信号处理电路214、或整个方向增强器200可设置在病人12的任何地方。与图11和12所示的光伏电池162和图1所示光伏电池172类似，耦合到信号处理电路214并且最好设置在头骨颞216的光伏电池232可包括在方向增强器200中，以便为方向增强器的工作提供电能。工业实用性
图4和5分别所示的微驱动器32″或32的配置可极大地扩展通常非常希望的驱动器冲击的范围。由于这些单元与提供相同位移的其它压电器件相比具有较大的力，所以阻抗匹配特性特别适合于压电换能器54″和54。由于产生了很大的力，特别是由应力偏置PLZT结构产生的、在波纹膜片82或表面96的、且与冲击增大的相同方式减小的力仍非常大，为数十克或更高数量级。该机构可用作带有单向阀的泵的活塞，用作控制机构或各种其它方式的阀。射流配置同样可将载荷分布在换能器54″和54表面，这样比点加载更好。当然，这种射流阻抗匹配在不植入的其它微驱动器中使用同样非常有用。
图2、4和5的配置还为微驱动器32、32″和32的非生物相容部分提供隔离。如果不需要阻抗匹配，可使用该PCT专利申请中描绘的换能器54的配置。在这一实施例中，盘形压电换能器导电地连接极薄的可生物相容金属膜片，通过电子束或激光束焊接将可生物相容金属膜片封闭到耳机4。薄膜片便于压电换能器以膜片边缘为枢纽完全偏转。在该PCT专利申请中描述的另一种配置中，一对压电换能器并列，并由也可作为电导线的套管驱使其与膜片接触。如该PCT专利申请中所说明的，对于与施加到该对换能器两端相同的电压，两个并置的压电换能器可使位移加倍。因此，由例如该PCT专利申请中公开的那些适当的支撑结构支持的第二压电换能器可加到每个换能器54、54″或54或板极68，以使其相应位移加倍。
虽然已通过给出的优选实施例描述了本发明，应该理解，该公开的内容仅仅是为了说明，而不应解释为对本发明的限定。因此，毫无疑问，本领域技术人员在阅读前面的公开后，在不脱离本发明精神和范围的情况下可对本发明提出各种变换、改进和/或其它应用。因此，下面的权利要求应解释为包含落入本发明精神和范围内的所有变换、改进、或其它应用。
Claims (40)
1．在适于植入病人头部的助听器系统中，病人头部带有封闭充满流质的内耳的骨听囊；该助听器系统包括：
用于为所述助听器系统工作供电的电池，所述电池适于植入病人身体中；和
同样适于植入病人身体中的微驱动器，所述微驱动器中包括的换能器可在微驱动器植入位置在病人内耳内的流质中机械地产生振动，微驱动器接收电驱动信号并响应所接收的电驱动信号在内耳内的流质中产生振动；
其中该改进包括噪声消除声音获取子系统，包括：
至少两个微音器，两个微音器适于皮下植入病人身体，用于响应作用在病人身体上的声波单独地产生电信号；和
适于植入病人身体的信号处理装置，所述信号处理装置还适于接收所述微音器产生的两个电信号，适当处理所接收的电信号以降低所接收的电信号中出现的噪声，并将处理后的电信号重新发送到所述微驱动器以向其提供电驱动信号。
2．根据权利要求1所述的改进助听器系统，其中所述微音器适于植入到病人身体上分开的位置。
3．根据权利要求2所述的改进助听器系统，其中至少所述微音器之一适于皮下植入病人的耳垂。
4．根据权利要求1所述的改进助听器系统，其中所述微音器包括在微音器阵列中，所述微音器阵列中包括的每个微音器响都应作用在病人身体上的声波而独立地产生电信号，由所述信号处理装置接收该电信号，并与从微音器阵列接收的信号组合，以便为助听器系统产生所希望的接收声音灵敏度图形。
5．根据权利要求4所述的改进助听器系统，其中微音器阵列包括一长条聚偏氟乙烯(″PVDF″)，在聚偏氟乙烯上形成有多个可生物相容的金属电极，每个可生物相容的金属电极设置所述微音器阵列的一个微音器。
6．根据权利要求4所述的改进助听器系统，其中所述信号处理装置在对于来自所述微音器阵列中包括的所述微音器的电信号组合进行组合时应用加权分布。
7．根据权利要求1所述的改进助听器系统，进一步包括适于植入病人身体内的光伏电池，并且光伏电池耦合到所述信号处理装置提供电能，以便为助听器系统的工作供电。
8．根据权利要求1所述的改进助听器系统，其中改进还包括一个改进的微驱动器，该微驱动器包括：
具有开放第一端和与第一端分开的开放第一面的中空壳体；
密封所述壳体第一端的两端并适合于从壳体向外和向壳体内偏移，和用于接触内耳中流质的第一柔性膜片；
一个密封所述壳体第一面的两端从而封闭所述壳体的第二柔性膜片；
填充所述封闭壳体的不可压缩液体；和
机械耦合到所述第二柔性膜片并适于接收电信号的压电材料第一板极，在把处理后的电信号作为电驱动信号施加到所述第一板极时，所述第一板极通过直接偏移所述第二柔性膜片来间接偏移所述第一柔性膜片，壳体内的所述液体将该偏移从所述第二柔性膜片耦合到所述第一柔性膜片。
9．根据权利要求8所述的微驱动器，其中所述壳体进一步包括同样与所述壳体的第一端分开的开放第二面，该微驱动器进一步包括：
一个密封所述壳体第二面的两端从而封闭所述壳体的第三柔性膜片；所述第三柔性膜片，和
机械地耦合到所述第二柔性膜片并适于接收电驱动信号的压电材料第二板极，在把处理后的电信号作为电驱动信号施加到所述第一和第二板极时，所述第一和第二板极通过直接偏移所述第二柔性膜片和所述第三柔性膜片来间接偏移所述第一柔性膜片，壳体内的所述液体将该偏移从所述第二柔性膜片和所述第三柔性膜片耦合到所述第一柔性膜片。
10．根据权利要求9所述的微驱动器，其中所述第二柔性膜片和所述第三柔性膜片所具有的组合截面积比第一柔性膜片的截面积大。
11．根据权利要求9所述的微驱动器，其中所述第二柔性膜片和所述第三柔性膜片在完全不与第一柔性膜片平行的方向定向。
12．根据权利要求11所述的微驱动器，其中所述第二柔性膜片和所述第三柔性膜片在与所述第一柔性膜片完全垂直的方向定向。
13．根据权利要求11所述的微驱动器，其中所述第二柔性膜片与所述第三柔性膜片大致平行地定向。
14．根据权利要求8所述的改进助听器系统，其中的改进还包括病人佩戴在病人身体外面的方向增强器，所述方向增强器包括：
用于为所述方向增强器的工作供电的电池；
微音器阵列，所述微音器阵列中包括的每个微音器响应作用在病人身上的声波独立产生电信号；
适于接收激励信号并响应接收的激励信号机械地产生振动的增强换能器；
用于将所述微音器阵列和所述增强换能器两者支撑在病人身体上，并驱使所述增强换能器与病人身体紧密接触从而将所述增强换能器产生的振动耦合到病人头部的器械；和
接收并组合微音器阵列产生的电信号以便在激励信号中产生所希望的接收声音灵敏度图形的信号处理电路，所述信号处理电路将激励信号提供给所述增强换能器。
15．根据权利要求14所述的改进助听器系统，其中所述器械是眼镜架。
16．根据权利要求14所述的改进助听器系统，其中所述器械进一步将所述电池和所述信号处理电路支撑在病人头部。
17．一种适于植入病人的改进助听器系统，病人充满流质的内耳由骨听囊封闭；该改进助听器系统包括：
适于皮下植入病人身体、并响应作用在病人身体上的声波产生电信号的微音器；
适于从微音器接收电信号、处理该电信号、并将处理后的电信号重新发射的信号处理装置，所述信号处理装置也适于植入病人身体；和
用于为所述信号处理装置提供电能的电池，所述电池也适于植入病人身体；
其中的改进包括一个微驱动器，它包括：
具有开放第一端和与第一端分开的开放第一面的中空壳体；
密封所述壳体第一端的两端并适合于从壳体向外和向壳体内偏移，和用于接触内耳中流质的第一柔性膜片；
一个密封所述壳体第一面的两端从而封闭所述壳体的第二柔性膜片；
填充所述封闭壳体的不可压缩液体；和
机械地耦合到所述第二柔性膜片并适于接收处理后的电信号的压电材料第一板极，在将处理后的电信号施加到所述第一板极时，所述第一板极通过直接偏移所述第二柔性膜片来间接偏移所述第一柔性膜片，壳体内的所述液体将该偏移从所述第二柔性膜片耦合到所述第一柔性膜片。
18．根据权利要求17所述的微驱动器，其中所述第二柔性膜片的截面积比第一柔性膜片的截面积大。
19．根据权利要求17所述的微驱动器，其中所述第二柔性膜片在完全不与第一柔性膜片平行的方向定向。
20．根据权利要求19所述的微驱动器，其中所述第二柔性膜片在与所述第一柔性膜片完全垂直的方向定向。
21．根据权利要求17所述的微驱动器，其中所述壳体进一步包括同样与所述壳体的第一端分开的开放第二面，该微驱动器进一步包括：
一个密封所述壳体第二面的两端从而封闭所述壳体的第三柔性膜片；和
机械耦合到所述第二柔性膜片并适于接收电信号的压电材料第二板极，在将电信号施加到所述第一和第二板极时，所述第一和第二板极通过直接偏移所述第二柔性膜片和所述第三柔性膜片来间接偏移所述第一柔性膜片，壳体内的所述液体将该偏移从所述第二柔性膜片和所述第三柔性膜片耦合到所述第一柔性膜片。
22．根据权利要求21所述的微驱动器，其中所述第二柔性膜片和所述第三柔性膜片所具有的组合截面积比第一柔性膜片的截面积大。
23．根据权利要求21所述的微驱动器，其中所述第二柔性膜片和所述第三柔性膜片在完全不与第一柔性膜片平行的方向定向。
24．根据权利要求23所述的微驱动器，其中所述第二柔性膜片和所述第三柔性膜片在与所述第一柔性膜片完全垂直的方向定向。
25．根据权利要求21所述的微驱动器，其中所述第二柔性膜片与所述第三柔性膜片大致平行地定向。
26．一种方向增强器，病人将方向增强器佩戴在病人身体外部，通过增强病人感觉的声音的方向性来辅助植入病人身体的助听器系统的工作，所述方向增强器包括：
用于为所述方向增强器的工作供电的电池；
微音器阵列，所述微音器阵列中包括的每个微音器响应作用在病人身上的声波独立产生电信号；
适于接收激励信号并响应接收的激励信号机械地产生振动的增强换能器；
用于将所述微音器阵列和所述增强换能器两者支撑在病人身体上，并驱使所述增强换能器与病人身体紧密接触从而将所述增强换能器产生的振动耦合到病人头部的器械；和
接收并组合微音器阵列产生的电信号以便在激励信号中产生所希望的接收声音灵敏度图形的信号处理电路，所述信号处理电路将激励信号提供给所述增强换能器。
27．根据权利要求26所述的方向增强器，其中所述器械是眼镜架。
28．根据权利要求26所述的方向增强器，其中所述器械进一步将所述电池和所述信号处理电路支撑在病人头部。
29．根据权利要求26所述的方向增强器，进一步包括耦合到所述信号处理电路提供电能，以便为方向增强器的工作供电。
30．一种适于植入病人的改进助听器系统，病人充满流质的内耳由骨听囊封闭；该改进助听器系统包括：
适于皮下植入病人身体、并响应作用在病人身体上的声波产生电信号的微音器；
适于从微音器接收电信号、处理该电信号、并将处理后的电信号重新发送的信号处理装置，所述信号处理装置还适于植入病人身体；
用于为所述信号处理装置提供电能的电池，所述电池也适于植入病人身体；
同样适于植入病人身体中的微驱动器，所述微驱动器中包括的换能器可在微驱动器植入位置在病人内耳内的流质中机械地产生振动，微驱动器从信号处理装置接收处理后的电信号并响应所接收的处理后的电信号在内耳内的流质中产生振动；
其中的改进包括：
适于植入病人身体内的光伏电池，光伏电池耦合到所述信号处理装置，提供电能，以便为助听器系统的工作供电。
31．一种适于接收电信号并对其响应以产生机械位移的微驱动器，该微驱动器包括：
具有开放第一端和与第一端分开的开放第二端的中空壳体；
密封所述壳体第一端的两端并适合于从壳体向外和向壳体内偏移的第一柔性膜片；
一个密封所述壳体第二端的两端从而封闭所述壳体的第二柔性膜片；
填充所述封闭壳体的不可压缩液体；和
机械耦合到所述第二柔性膜片并适于接收电信号的压电材料第一板极，在将电信号施加到所述第一板极时，所述第一板极通过直接位移所述第二柔性膜片来间接位移所述第一柔性膜片，壳体内的所述液体将该位移从所述第二柔性膜片耦合到所述第一柔性膜片。
32．根据权利要求31所述的微驱动器，其中所述壳体的第二端的截面积比所述壳体第一端的截面积大。
33．根据权利要求31所述的微驱动器，其中第一柔性膜片形成波纹表面。
34．根据权利要求31所述的微驱动器，其中所述壳体第一端和第二端的中间部分由波纹表面围绕。
35．根据权利要求31所述的微驱动器，进一步包括生物中性或可生物相容的外壳，该外壳包围微驱动器，因而适于将所述微驱动器植入病人体内。
36．根据权利要求35所述的微驱动器，其中所述外壳还包围电池和产生并发射由压电材料的所述第一板极接收的电信号的控制电子装置。
37．根据权利要求36所述的微驱动器，进一步包括：
一个适于发送用于控制微驱动器工作的信号的发射机；和
一个耦合到用于接收由所输发射机发送的信号的所述控制电子装置的接收变换器。
38．根据权利要求37所述的微驱动器，其中所述发射机发送作用于所述接收变换器的超声波脉冲，以控制微驱动器的工作。
39．根据权利要求36所述的微驱动器，进一步包括适于植入病人体内的光伏电池，并用于耦合到所述电池和控制电子装置，以便提供电能为微驱动器的工作供电。
40．根据权利要求39所述的微驱动器，其中光伏电池固定到所述外壳。
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