CN102404678A - 一种用于听力补偿的作动器及装有该作动器的助听装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于听力补偿的作动器及装有该作动器的助听装置，该作动器包括固定支架、压电构件和耦合杆，其中，固定支架通过手术植入固定在头骨上；压电构件由压电叠堆构成，其一端与固定支架相连，通过固定支架将其该端固定，另一端与耦合杆基部端相连；耦合杆的作用端直接作用于中耳的一个听小骨上。本发明的助听装置可以在强磁场环境下工作，且其工作无需患者听力链完好，可以对听骨链损坏的混合性听力损伤患者进行治疗。此外，该助听装置还具有高频增益好的优点，能够对较高程度的感音神经性听力损伤进行补偿。

Description

一种用于听力补偿的作动器及装有该作动器的助听装置

技术领域

本发明涉及治疗听力损伤的可外科手术植入作动器及装有该作动器的助听装置。更具体的说，本发明涉及一种压电式作动器，该作动器根据外部声音信号产生振动，通过直接机械驱动听骨链运动的方式来补偿听力损失。

背景技术

听力损伤是国内最常见的疾病之一，据2006年第二次全国残疾人抽样调查显示，国内有2780万听力损伤患者。随着听力学的不断充实以及耳显微外科手术的迅速发展，相当一部分听力损伤患者得到了有效的治疗，多数传导性听力损伤的患者可以通过手术提高听力。但大部分感音神经性听力损伤目前仍缺乏具有针对性的有效治疗，常规的还是采用佩戴传统助听器的方式来改善听力。而传统助听器只能解决轻度到中度感音神经性听力损伤；且佩戴舒适性不佳，患者常常有耳道堵塞的感觉；另外，其输出的声音信号和耳道反馈的声音信号易混叠，使人感受到的声音信号清晰度降低。因此，很多患者不愿意佩戴传统助听器。

针对以上问题，国内、外有学者和研究机构开始研究中耳植入式助听装置。这种助听装置将一作动器植入在耳内，并作用于听骨链的听小骨上，通过作动器的机械激励直接带动听骨链振动，进而对听力损伤进行补偿。由于不需要借助麦克风放大声音，故该装置不存在耳道堵塞问题。且采用直接机械振动激励，更符合真实人耳自然感受声音的方式，清晰度较高。此外，相对于麦克风的声激励，这种机械式激励通常都具有较高的输出增益，能够对较高程度的听力损伤进行补偿。

在美国专利7651460中，GAN公开了一种中耳植入式助听装置，该装置的全部部件皆植入体内，其作动器主要是由线圈和磁体构成。其中，线圈植入在靠近外耳道部位，磁体放置在听骨链上。利用电流在线圈中感应出磁场来驱动磁体，进而利用磁体的运动带动听骨链振动。美国专利5800336中，Ball等公开了一种悬浮式作动器，通过附在听骨链上的电磁作动器来驱动听骨链的振动。不同于GAN所公开的电磁式作动器的是：该作动器的磁体是置于线圈内的。以上两款公开的作动器都是电磁式的，皆利用电磁原理来实现驱动，这使其不能在强磁场环境下工作。此外，电磁式作动器能耗较大，需较频繁充电，不适合应用到全植入式助听装置。相反，利用逆压电效应来驱动听骨链的压电式作动器能够很好地克服以上两点不足。N.Yanagihara等在“The American Journal of Otology，1983，8(3)：213-219”上介绍了他们所研发的一款基于压电双晶片的作动器，以及采用该作动器的中耳植入式助听装置。该由压电双晶片构成的作动器一端固定，一端作用在镫骨头上。作动器中压电双晶片通过加在其两极电压的变化，产生弯曲变形，进而使作动器输出位移，带动镫骨运动，对听力损伤进行补偿。该作动器克服了电磁式作动器的不足，即不受电磁干扰、能耗较小。但其植入需要切除听骨链中其他听小骨，对中耳造成不可恢复的破坏，这就将其应用对象限制为不能通过普通中耳外科手术恢复的严重中耳损伤的患者。除手术创伤较大外，由于该作动器中压电双晶片工作频率较低，而感音神经性听力损伤通常发生在高频段，使得该作动器不太适合感音神经性听力损伤的补偿。Jin-Ho Cho在美国专利7239069中，公开了一种悬浮式压电作动器，该作动器中压电构件采用压电陶瓷叠堆来实现，该作动器直接钳夹在靠近镫砧关节的砧骨部位，通过惯性力驱动听骨链。这种压电式作动器的植入无需切断听骨链，不会对患者耳内的传声组织造成不可恢复的破坏。此外，由于采用了压电陶瓷叠堆作为压电构件，整个作动器的工作频带和输出力较压电双晶片都有较大的增加。不过，由于该作动器钳夹在听骨链上，其惰性将不可避免地恶化患者的残余听力。研究表明，该类作动器质量越大对患者残余听力的影响越大。故需要限制整个作动器的质量，这就对作动器的制造工艺提出了较高要求，大大增加了制造成本。此外，该作动器的正常工作，还需要患者的听骨链完好，这就使得该作动器无法对听骨链损坏的混合性听力损伤患者进行治疗。

综上所述，现有助听装置存在不能在强磁场环境下工作，适用范围有限，耗能大；手术创伤大、高频增益差；以及成本高且无法对听骨链损坏的混合性听力损伤患者进行治疗等技术问题。

发明内容

本发明的目的在于设法提供一种用于听力补偿的作动器，以解决现有技术中助听装置存在不能在强磁场环境下工作，适用范围有限、耗能大；手术创伤大、高频增益差；以及成本高且无法对听骨链损坏的混合性听力损伤患者进行治疗等技术问题。

本发明的又一目的在于提供一种助听装置，以解决现有技术中助听装置存在不能在强磁场环境下工作，适用范围有限、耗能大；手术创伤大、高频增益差；以及成本高且无法对听骨链损坏的混合性听力损伤患者进行治疗等技术问题。

为达到上述目的，本发明提供一种用于听力补偿的作动器，设置在人耳内，与外部供能装置通过导线连接，用以改善听力损伤患者的听力，包括：

压电构件，用以将导线传入的电信号转变为内部压电材料的形变，实现机械激励；其包括压电构件基部端和输出端，且其内部由压电叠堆来实现，压电叠堆通过导线连接至作动器外部供能装置，实现对其供电；

固定支架，与压电构件基部端连接，其通过植入手术，固定在患者头骨上，为整个作动器提供固定支座；以及，

耦合杆，用以将压电构件产生的机械振动传递到听骨链上，其包括耦合杆基部端和作用端，耦合杆基部端与压电构件的输出端连接，作用端作用到听骨链的一个听小骨上。

依照本发明较佳实施例所述的用于听力补偿的作动器，其压电构件进一步包括一具有内表面和外表面的壳体，壳体外表面镀有钛或钛合金等生物相容性金属材料，或被生物相容性较好的高分子材料薄膜，如聚四氟乙烯薄膜包覆；内表面的大小与压电叠堆大小相匹配，实现将压电叠堆与人体的隔离。

依照本发明较佳实施例所述的用于听力补偿的作动器，该作动器还包括一托盘，托盘设置在压电构件的壳体内且与耦合杆基部端固定连接。

依照本发明较佳实施例所述的用于听力补偿的作动器，其托盘四壁的几何形状与压电构件的壳体内壁形状一致，形成导轨—滑块式运动副，使与之固定连接的耦合杆的输出位移方向与压电叠堆伸缩运动方向一致。

依照本发明较佳实施例所述的用于听力补偿的作动器，其耦合杆进一步包括连接杆和镫骨夹，连接杆与镫骨夹连接，且镫骨夹作用在镫骨上。

依照本发明较佳实施例所述的用于听力补偿的作动器，其连接杆与镫骨夹球面副连接。

依照本发明较佳实施例所述的用于听力补偿的作动器，其连接杆与镫骨夹一体成型制成。

依照本发明较佳实施例所述的用于听力补偿的作动器，其镫骨夹设置为符合人体要求的几何形状结构，具体为漏斗夹形、带环状夹的人字形、圆柱杆形或圆柱钩形。

依照本发明较佳实施例所述的用于听力补偿的作动器，其耦合杆包括一连接杆，连接杆输出端作用在砧骨上。

依照本发明较佳实施例所述的用于听力补偿的作动器，其耦合杆、固定支架采用生物相容性较好的钛、钛合金等医用金属材料制成，或医用陶瓷以及医用高分子材料制成，如聚四氟乙烯材料。

依照本发明较佳实施例所述的用于听力补偿的作动器，其耦合杆采用具有形状记忆特性的形状记忆合金制成。

依照本发明较佳实施例所述的用于听力补偿的作动器，其压电构件还包括一螺纹连接件，螺纹连接件一端与压电构件基部端固接；另一端与固定支架通过螺纹连接，将压电构件连接在固定支架上。

本发明还提供一种助听装置，设置在人耳内部，包括麦克风、供电装置、信号处理装置、激振装置和若干导线，麦克风、信号处理装置和激振装置通过导线依次连接，且麦克风、信号处理装置及激振装置均通过导线连接至供电装置，该激振装置包括：

压电构件，用以将导线传入的电信号转变为内部压电材料的形变，实现机械激励；其包括压电构件基部端和输出端，且其内部由压电叠堆来实现，压电叠堆通过导线连接至外部供能装置，实现对其供电；

固定支架，与压电构件基部端连接，其通过植入手术，固定在患者头骨上，为整个作动器提供固定支座；以及，

耦合杆，用以将压电构件产生的机械振动传递到听骨链上，其包括耦合杆基部端和作用端，耦合杆基部端与压电构件的输出端连接，作用端作用到听骨链的一个听小骨上。

依照本发明较佳实施例所述的助听装置，其麦克风植入于体内靠近耳道入口处。

依照本发明较佳实施例所述的助听装置，其麦克风外表面镀有钛或钛合金等生物相容性金属材料，或被生物相容性较好的高分子材料薄膜，如聚四氟乙烯薄膜包覆。

依照本发明较佳实施例所述的助听装置，其供电装置和信号处理装置植入在耳廓的后上方处的颅骨上。

依照本发明较佳实施例所述的助听装置，其还包括一隔离壳体，用以将供电装置和信号处理装置与人体隔离，供电装置与信号处理装置设置在其内部，隔离壳体外表面镀有钛或钛合金等生物相容性金属材料，或者被生物相容性较好的高分子材料薄膜，如聚四氟乙烯薄膜包覆。

依照本发明较佳实施例所述的助听装置，其信号处理装置是数字装置。

依照本发明较佳实施例所述的助听装置，上述的供电装置为电池。

依照本发明较佳实施例所述的助听装置，上述的电池是可再充电电池。

与现有技术相比，本发明具有以下优点：

1、其工作原理基于压电材料的逆压电效应，不会受电磁干扰的影响，使得患者可以在强磁场环境下工作。

2、本发明作动器的压电构件采用了压电陶瓷叠堆的形式，相对于压电双晶片结构，这种结构使该作动器工作频带宽、输出增益大，有利于补偿较高程度的感音神经性听力损伤。

3、该作动器直接作用在镫骨上时，其植入无需患者听骨链完好，能够对听骨链损坏的混合性听力损伤进行治疗。

4、针对听骨链完好的患者，该作动器可直接作用在砧骨体上，无需切断听骨链，不会对患者的耳内传声组织造成不可恢复的破坏，手术创伤较小。

5、针对听骨链完好和听骨链损坏的患者，本作动器手术植入时，只需更换耦合杆便可，手术过程简便。

6、本发明的作动器与电磁作动器相比，结构简单而不易故障，制造成本低；相对与悬浮式压电作动器，不存在作动器惰性对耳传声的影响，故不需过于限制作动器的质量，进而不会对作动器的制造工艺提过高要求，也降低了制造成本。这些使得本作动器价格较低，便于广泛推广使用。

7、本发明的助听装置，不仅可以对患者高频听力进行有效补偿，克服强磁场干扰，手术植入不破坏听骨链；而且由于将麦克风、供电装置、信号处理装置全部植入体内，没有任何装置暴露在体外，使患者在游泳时亦能佩戴该装置。此外，麦克风植入在靠近耳道入口处，其声音采集时充分利用了耳廓的声音采集功能和定位功能。

附图说明

图1为人耳结构示意图；

图2为本发明一种用于听力补偿的作动器的第一实施例的结构示意图。

图3为本发明一种用于听力补偿的作动器的第二实施例的结构示意图。

图4为本发明助听装置的结构示意图。

图5本发明一种用于听力补偿的作动器的第二实施例的激振下镫骨运动位移频响曲线图。

图6本发明一种用于听力补偿的作动器的第二实施例的激振下的等效鼓膜处声压曲线图。

具体实施方式

以下结合附图对本发明的具体实施例作详细说明。

请参阅图1，其为人耳的结构示意图，图中示出了外耳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(耳膜)6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(锤骨7、砧骨8、镫骨9)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。感音神经性听力损伤，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，即是恢复了本该由外毛细胞提供的正常放大。

实施例一

请参阅图2，其为本发明一种用于听力补偿的作动器的第一实施例的结构示意图，为方便说明，图2沿用图1中的主要组件符号。该实施例主要针对听骨链部分损坏的混合性听力损伤患者，如患者的砧骨8(参见图1)已部分腐烂。本实施例包括：导线17、固定支架11、骨钉16、压电构件，用以将所述导线传入的电信号转变为内部压电材料的形变，实现机械激励，包括：螺纹连接件12、压电叠堆13和壳体15；托盘19以及包括连接杆14和镫骨夹18的耦合杆，耦合杆将压电构件产生的机械振动传递到听骨链上。固定支架11通过骨钉16固定在患者头骨上，为整个作动器提供固定支座。压电叠堆13置于壳体15内，其包括压电构件基部端和输出端，该压电构件基部端与螺纹连接件12固连，且输出端与托盘19固连；托盘19又与连接杆14固连。螺纹连接件12通过螺纹与固定支架11连接，进而为压电构件基部端提供固定支座。壳体15也与螺纹连接件12连接，且其外表面镀有钛或钛合金等生物相容性金属材料，或被生物相容性较好的高分子材料薄膜，如聚四氟乙烯薄膜包覆；内表面的大小与所述压电叠堆大小相匹配，实现将压电叠堆13与人体隔离。连接杆14的输出端通过球面副与镫骨夹18相连，镫骨夹18夹住镫骨9。当通过导线17，向该作动器输入驱动电压时，压电叠堆13便在逆压电效应下产生形变，做伸缩运动，并通过托盘19、连接杆14、镫骨夹18将运动传给镫骨9，进而将振动传给耳蜗10，带动耳蜗10内淋巴液流动，对听力进行补偿。作动器中固定支架11、骨钉16、螺纹连接件12、连接杆14、镫骨夹18皆优选钛、钛合金等生物相容性金属材料制成。压电叠堆13中每层压电片由锆钛酸铅(PZT)、铁电单晶(PMN-PT)等具有较好逆压电效应的材料制成。

在本实施例中，托盘9四壁的几何形状与压电构件的壳体15内壁形状一致，形成导轨—滑块式运动副，使与之固定连接的耦合杆的输出位移方向与压电叠堆13伸缩运动方向一致。

较佳的，本实施例的镫骨夹18设置为符合人体要求的几何形状结构，具体为漏斗夹形、带环状夹的人字形、圆柱杆形或圆柱钩形。

在本实施例中，连接杆14镫骨夹18通过球面副连接。但是，需要说明的是，本发明并不限定连接杆14和镫骨夹18的具体连接方式，例如，其还可以采用一体成型制成等其他连接方式，现有技术中任何能够实现将二者连接的技术方案均应落在本发明的保护范围内，以上采用连接杆14镫骨夹18通过球面副连接只是一个实施例，并不用于限定本发明。

实施例二

请再参阅图3，其为本发明一种用于听力补偿的作动器的第二实施例的结构示意图，为方便说明，图3是沿用图1至图2中的主要组件符号。该实施例主要针对听骨链完好的感音神经性听力损伤患者。本实施例包括：导线17、固定支架11、骨钉16、压电构件，用以将所述导线传入的电信号转变为内部压电材料的形变，实现机械激励，包括：螺纹连接件12、压电叠堆13和壳体15；托盘19以及由连接杆14构成的耦合杆，耦合杆将压电构件产生的机械振动传递到听骨链上。固定支架11通过骨钉16固定在患者头骨上，为整个作动器提供固定支座。压电叠堆13置于壳体15内，其压电构件基部端与螺纹连接件12相连，且输出端与托盘19固连，托盘19又与连接杆14固连。螺纹连接件12通过螺纹与固定支架11连接，进而为压电构件基部端提供固定支座。壳体15也与螺纹连接件12相连，且其外表面镀有钛或钛合金等生物相容性金属材料，或被生物相容性较好的高分子材料薄膜，如聚四氟乙烯薄膜包覆；内表面的大小与所述压电叠堆大小相匹配，实现以将压电叠堆13与人体隔离。连接杆14直接作用在砧骨8的砧骨体部位。当通过导线17，向该作动器输出驱动电压时，压电叠堆13便会在逆压电效应下产生形变，做伸缩运动，并通过托盘19、连接杆14将运动传给砧骨8，进而带动整个听骨链运动，对听力进行补偿。作动器中固定支架11、骨钉16、螺纹连接件12、连接杆14皆由钛、钛合金等生物相容性金属材料制成。压电叠堆13中每层压电片由锆钛酸铅(PZT)、铁电单晶(PMN-PT)等具有较好逆压电效应的材料制成。

在上述实施例一及实施例二中，耦合杆和固定支架11采用生物相容性较好的钛、钛合金等医用金属材料制成，或医用陶瓷以及医用高分子材料制成，如聚四氟乙烯材料。优选的，耦合杆采用具有形状记忆特性的形状记忆合金制成。

基于上述的作动器，本发明还提供了一种助听装置，请参阅图4，其为本发明助听装置的结构示意图，为方便说明，图4是沿用图1至图3中的主要组件符号。该助听装置设置在人耳内部，所有构件皆植入于体内，包括麦克风20、供电装置22、信号处理装置23、激振装置、隔离壳体21及若干导线17。麦克风20、信号处理装置23和激振装置通过导线17依次连接，且供电装置22和信号处理装置23放置于隔离壳体21内，实现与人体的隔离。麦克风20、信号处理装置23及激振装置均通过导线17连接至供电装置22。该助听装置的激振装置即为上述实施例一及实施例二所介绍的作动器，其具体结构已在实施例一及实施例二中详细说明，在此不予赘述。

本实施例中，隔离壳体21外表面镀有钛或钛合金等生物相容性金属材料，或者被生物相容性较好的高分子材料薄膜，如聚四氟乙烯薄膜包覆，防止感染。

本实施例中，供电装置22和信号处理装置23植入在耳廓的后上方处的颅骨上。麦克风20植入在体内靠近耳道5入口处，以充分利用耳廓4的声音采集功能和定位功能，麦克风20外表面镀有钛或钛合金等生物相容性金属材料，或被生物相容性较好的高分子材料薄膜，如聚四氟乙烯薄膜包覆。

该助听装置工作时，首先由植入体内的麦克风20将外部声音信号采集，并转化为电信号，通过导线17将其传给信号处理装置23。信号处理装置23根据患者的听力损失情况及植入作动器后的中耳系统频率特性，将该电信号进行处理，再通过导线17将处理后的电信号传入到作动器内的压电叠堆13；由于逆压电效应，压电叠堆13根据输入电压的变化产生形变，做伸缩运动，并通过托盘19、连接杆14将该运动传递至砧骨8上，进而带动整个听骨链的运动，实现对患者听力的补偿。整个过程中，由供电装置22为系统供电，且该供电装置22可由已公知的可再充电电池实现。该助听装置中的信号处理装置，可由已公知的数字信号处理装置实现。

图5显示了本发明作动器激振完好听骨链的实验测试结果，为镫骨运动位移的频响曲线图。其中，作动器中压电叠堆材料为锆钛酸铅(PZT)，层数为50，几何尺寸为2mm×2mm×2mm。该实验是在包括人耳的颞骨标本上进行，作动器的输入为10.5V有效电压。由于人耳感受外部振动是通过镫骨9传入耳蜗内，此处，选镫骨运动位移为主要考核指标。从图5中可见，当给该作动器输入10.5V有效电压时，作动器对听骨链的激振效果完全可以补偿鼓膜处100dB声音激励时的镫骨位移。

图6显示的是根据图5实验测量结果，换算出的鼓膜处等效声压曲线图。从图中可以看出，本发明作动器的听力补偿效果在高频区更加优异，在5kHz处，作动器的激振幅度相当128dB的鼓膜处声压激励。由于感音神经性听力损伤多发生在高频段，故本发明作动器的这种高频效果优异的特性更适合于此类听力损伤的治疗。

以上所述，仅是本发明的较佳实施实例而已，并非对本发明做任何形式上的限制，任何未脱离本发明技术方案的内容，依据本发明的技术实质对以上实施实例所作的任何简单修改、等同变化与修饰，均属于本发明技术方案的范围。

Claims (20)

1.一种用于听力补偿的作动器，设置在人耳内，与外部供能装置通过导线连接，用以改善听力损伤患者的听力，其特征在于，包括：

压电构件，用以将所述导线传入的电信号转变为内部压电材料的形变，实现机械激励；其包括压电构件基部端和输出端，且其内部由压电叠堆来实现，所述压电叠堆通过所述导线连接至所述外部供能装置，实现对其供电；

固定支架，与所述压电构件基部端连接，其通过植入手术，固定在患者头骨上，为整个作动器提供固定支座；以及，

耦合杆，用以将压电构件产生的机械振动传递到听骨链上，其包括耦合杆基部端和作用端，所述耦合杆基部端与所述压电构件的输出端连接，所述作用端作用到听骨链的一个听小骨上。

2.如权利要求1所述的用于听力补偿的作动器，其特征在于：所述压电构件进一步包括一具有内表面和外表面的壳体，所述壳体外表面镀有钛或钛合金等生物相容性金属材料，或被生物相容性较好的高分子材料薄膜，如聚四氟乙烯薄膜包覆；内表面的大小与所述压电叠堆大小相匹配，实现将压电叠堆与人体的隔离。

3.如权利要求2所述的用于听力补偿的作动器，其特征在于：所述作动器还包括一托盘，所述托盘设置在所述压电构件的壳体内且与所述耦合杆基部端固定连接。

4.如权利要求3所述的用于听力补偿的作动器，其特征在于：所述托盘四壁的几何形状与所述压电构件的壳体内壁形状一致，形成导轨—滑块式运动副，使与之固定连接的耦合杆的输出位移方向与压电叠堆伸缩运动方向一致。

5.如权利要求1所述的用于听力补偿的作动器，其特征在于：所述耦合杆进一步包括连接杆和镫骨夹，所述连接杆与所述镫骨夹连接，且所述镫骨夹作用在镫骨上。

6.如权利要求5所述的用于听力补偿的作动器，其特征在于：所述连接杆与所述镫骨夹球面副连接。

7.如权利要求5所述的用于听力补偿的作动器，其特征在于：所述连接杆与所述镫骨夹一体成型制成。

8.如权利要求5所述的用于听力补偿的作动器，其特征在于：所述镫骨夹设置为符合人体要求的几何形状结构，具体为漏斗夹形、带环状夹的人字形、圆柱杆形或圆柱钩形。

9.如权利要求1所述的用于听力补偿的作动器，其特征在于：所述耦合杆包括一连接杆，所述连接杆输出端作用在砧骨上。

10.如权利要求1所述的用于听力补偿的作动器，其特征在于：所述耦合杆、固定支架采用生物相容性较好的钛、钛合金等医用金属材料制成，或医用陶瓷以及医用高分子材料制成，如聚四氟乙烯材料。

11.如权利要求1所述的用于听力补偿的作动器，其特征在于：所述耦合杆采用具有形状记忆特性的形状记忆合金制成。

12.如权利要求1所述的用于听力补偿的作动器，其特征在于：所述压电构件还包括一螺纹连接件，所述螺纹连接件一端与所述压电构件基部端固接；另一端与所述固定支架通过螺纹连接，将所述压电构件连接在所述固定支架上。

13.一种助听装置，设置在人耳内部，包括麦克风、供电装置、信号处理装置、激振装置和若干导线，所述麦克风、信号处理装置和激振装置通过所述导线依次连接，且所述麦克风、信号处理装置及激振装置均通过所述导线连接至所述供电装置，其特征在于：所述激振装置包括：

压电构件，用以将所述导线传入的电信号转变为内部压电材料的形变，实现机械激励；其包括压电构件基部端和输出端，且其内部由压电叠堆来实现，所述压电叠堆通过所述导线连接至所述外部供能装置，实现对其供电；

固定支架，与所述压电构件基部端连接，其通过植入手术，固定在患者头骨上，为整个作动器提供固定支座；以及，

耦合杆，用以将压电构件产生的机械振动传递到听骨链上，其包括耦合杆基部端和作用端，所述耦合杆基部端与所述压电构件的输出端连接，所述作用端作用到听骨链的一个听小骨上。

14.如权利要求13所述的助听装置，其特征在于：所述麦克风植入于体内靠近耳道入口处。

15.如权利要求13所述的助听装置，其特征在于：所述麦克风外表面镀有钛或钛合金等生物相容性金属材料，或被生物相容性较好的高分子材料薄膜，如聚四氟乙烯薄膜包覆。

16.如权利要求13所述的助听装置，其特征在于：所述供电装置和信号处理装置植入在耳廓的后上方处的颅骨上。

17.如权利要求13所述的助听装置，其特征在于：还包括一隔离壳体，用以将所述供电装置和信号处理装置与人体隔离，所述供电装置与信号处理装置设置在其内部，所述隔离壳体外表面镀有钛或钛合金等生物相容性金属材料，或者被生物相容性较好的高分子材料薄膜，如聚四氟乙烯薄膜包覆。

18.如权利要求13所述的助听装置，其特征在于：所述信号处理装置是数字装置。

19.如权利要求13所述的助听装置，其特征在于：所述供电装置为电池。

20.如权利要求19所述的助听装置，其特征在于：所述电池是可再充电电池。

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