CN103430573B - 用于可植入浮动质量换能器的mri安全致动器 - Google Patents

Abstract

描述了一种用于听力植入体的浮动质量换能器。圆柱形换能器壳体可附接到中耳听力结构并且具有设置了一个或多个电驱动线圈的外表面。圆柱形换能器磁体装置位于所述换能器壳体的内部体内并且包括下述磁体对：i.内杆磁体，所述内杆磁体沿着所述圆柱轴线布置，且具有第一磁场方向，以及ii.外环形磁体，所述外环形磁体围绕沿着所述圆柱轴线的所述内杆磁体，且具有与所述第一磁场方向相反的第二磁场方向。经过所述驱动线圈的电流产生线圈磁场，所述线圈磁场与所述换能器磁体装置的磁场相互作用使得在由所述换能器壳体耦合到所述中耳听力结构的换能器磁体中产生振动以感知为声音。此外，所述换能器磁体装置的相反的磁场彼此抵消以最小化它们的组合磁场并且因此最小化所述换能器磁体装置与任何外部磁场的磁相互作用。

Description

用于可植入浮动质量换能器的MRI安全致动器

本申请要求于2011年2月24日提交的美国临时专利申请61/446,279的优先权，该先前申请通过引用被包含在此。

技术领域

本发明涉及听力植入体系统以及在诸如用于磁共振成像的外部磁场存在的情况下使用这样的系统。

背景技术

如图1中所示，正常的耳朵把声音通过外耳101传输至鼓膜（耳膜）102，该鼓膜（耳膜）102使中耳103（锤骨、砧骨、和镫骨）的听小骨移动，所述听小骨使耳蜗104的卵圆窗和圆窗膜振动。耳蜗104是成螺旋状地缠绕其轴近似两圈半的长窄器官。它包括被称为前庭阶的上通道和被称为鼓阶的下通道，所述上通道和下通道由耳蜗管连接。耳蜗104形成直立螺旋锥体，其具有被称为蜗轴的中心，听神经113的螺旋神经节细胞驻留于蜗轴中。响应于由中耳103传输的所接收的声音，充满流体的耳蜗104用作换能器以产生电脉冲，所述电脉冲被传输到耳蜗神经113并且最终被传输到大脑。

当在将外部声音转换成沿着耳蜗104的神经基质的有意义的动作电位的能力上存在问题时，听力受到损伤。为了提高受损的听力，已经研发了各种类型的听力假体。例如，当听力损伤与耳蜗104相关联时，具有植入的刺激电极的耳蜗植入体能够通过由沿着电极分布的多个电极触头传送的小电流电力地刺激耳蜗104内的听觉神经组织。

当听力损伤涉及中耳103的工作时，可以使用传统助听器或中耳植入（MEI）器件来为听觉系统提供原音机械振动。图1还示出典型的MEI装置中的一些部件，其中外部音频处理器100处理周围的声音以产生植入通信信号，所述植入通信信号通过皮肤传输到植入的接收器102。接收器102包括接收线圈，该接收线圈经皮地接收信号，植入通信信号然后被解调成换能器刺激信号，所述换能器刺激信号通过在颞骨中经外科手术创建的通道经导联（lead）106发送至在中耳中的浮动质量换能器（FMT）104。换能器刺激信号促使FMT104内的驱动线圈产生变化的磁场，所述变化的磁场进而使悬浮在FMT104内的磁质量振动。在FMT104内的磁体的惯性质量的振动产生FMT104的壳体相对于磁体的振动。并且由于FMT104连接到砧骨，因此，响应于由用户感知为声音的FMT104的振动，砧骨振动。

除FMT内的惯性质量磁体之外，诸如中耳植入体（MEI）和耳蜗植入体的一些听力植入体（C1）也利用在可植入部分和外部中的附加磁体以将外部磁性地保持在植入体上方适当的位置。例如，如图2中所示，典型的MEI系统可以包括外部发射器壳体201，该外部发射器壳体201包含发射线圈202和外部磁体203。外部磁体203具有传统的盘形状和垂直于病人的皮肤以产生如所示的外部磁场线204的北南磁偶极子。在病人的皮肤下面植入的是具有类似的接收线圈206和植入的内部磁体207的对应的接收器组件205。内磁体207也具有盘形状和垂直于病人的皮肤以产生如所示的内磁场线208的北南磁偶极子。内部接收器壳体205是经外科手术植入的并且被固定在病人的身体内适当的位置。外部发射器壳体201被放置在覆盖内部接收器组件205的皮肤上方适当的位置并且通过在内部磁场线208与外部磁场线204之间的相互作用被保持到位。来自发射器线圈202的Rf信号将数据和/或功率耦合到与植入的MEI换能器（例如，FMT，未示出）通信的接收线圈206。

当戴上听力植入体的病人经历磁共振成像（MRI）检查时，问题出现。在植入磁体与为MRI施加的外部磁场之间出现相互作用。如图3中所示，植入磁体302的磁化方向基本上垂直于病人的皮肤。因此，来自MRI的外部磁场可以在内部磁体302上产生转矩该转矩可以使内部磁体302或整个植入体壳体301从适当的位置移走。其中，这可能损害病人体内相邻的组织。此外，来自MRI的外部磁场可以减轻或消除植入磁体302的磁化使得植入磁体302可以不再强到足以将外部发射器壳体保持在适当的位置中。由于MRI的外部磁场与植入的器件的相互作用，所以植入磁体302还可能导致MRI图像中的成像失真和听力失真，在接收线圈中可能存在感应电压。对于超过1.5泰斯拉的MRI场强度，这尤其是一个问题。

因此，对于具有磁体装置的现有植入系统，常见的是，不允许MRI或至多限制MRI的使用以降低的场强度。其它现有解决方案包括对外科手术可移除磁体、球形植入磁体（例如，美国专利7,566,296）、和各种环形磁铁设计（例如，2009年7月22日提交的美国临时专利61/227,632）的使用。在不需要外科手术来移除磁体的那些解决方案当中，甚至在非常高的场强度的情况下，球形磁体设计对于MRI移除而言可能是最方便且最安全的选项。但是球形磁体装置需要比植入体的其它部件的厚度大得多的相对大的磁体，从而增加由植入体占据的体积。这进而会产生其自身的问题。例如，诸如耳蜗植入体的一些系统被植入在皮肤与底层骨之间。因此，磁体壳体的“球形凸起”需要准备进入底层骨中的凹部。这在这样的应用中的植入期间是额外的步骤，该步骤可能会非常复杂或甚至在非常幼小的孩子的情况下是不可能的。

发明内容

本发明的实施例涉及用于听力植入体的浮动质量换能器。圆柱形换能器壳体可附接到中耳听力结构并且具有外表面，该外表面带有一个或多个电驱动线圈。圆柱形换能器磁体装置位于在所述换能器壳体的内部体内并且包括下述磁体对：i.内杆磁体，所述内杆磁体沿着所述圆柱轴线布置，且具有第一磁场方向，以及ii.外环形磁体，所述外环形磁体围绕沿着所述圆柱轴线的所述内杆磁体，且具有与所述第一磁场方向相反的第二磁场方向。通过所述驱动线圈的电流产生线圈磁场，所述线圈磁场与所述换能器磁体装置的磁场相互作用使得在由所述换能器壳体耦合到所述中耳听力结构的换能器磁体中产生振动以感知为声音。此外，所述换能器磁体装置的相反的磁场彼此抵消以最小化它们的组合磁场并且因此最小化所述换能器磁体装置与任何外部磁场的磁相互作用。

所述换能器磁体装置可以包括端到端放置的多个磁体对。这些磁体对可以被机械地保持相互抵靠并且以相互排斥的相同磁极性接触。例如，可能存在机械地保持磁体对相互抵靠的磁体粘合剂，和/或包含所述磁体对并且以它们相互抵靠的方式机械地保持它们的磁体保持管，和/或一对磁体弹簧，在所述换能器磁体装置的每端处的一个用于：i.机械地保持磁体对相互抵靠，ii.使所述换能器磁体装置悬挂在所述换能器壳体内，以及iii.把所述换能器装置的振动传输至所述换能器壳体。或磁体对可以以相互吸引的相反磁极性接触使得磁性保持它们相互抵靠。在这些情况的任何一种情况下，可能存在多个电驱动线圈。

本发明的这些目的由独立权利要求1所要求的主题来解决。本发明的各种实施例是从属权利要求的主题。

附图说明

图1示出病人用户耳朵中的典型的中耳植入装置中的一些部件。

图2示出在典型的中耳植入系统中的信号线圈装置。

图3示出由外部磁场施加在植入磁体上的磁矩。

图4示出在传统浮动质量换能器中的结构细节。

图5A-B示出在根据本发明的一个实施例的具有相反的磁体对的浮动质量换能器中的结构细节。

图6A-B示出在根据本发明的一个实施例的具有多个相反的磁体对的浮动质量换能器中的结构细节。

图7示出在具有多个相反的磁体对的浮动质量换能器的另一个实施例中的结构细节。

具体实施方式

到目前为止，来自MRI场的植入磁体上的转矩的问题已经主要通过附接磁体解决。它们大于FMT中的惯性质量磁体一个数量级，因此也许先前的努力尚未特别解决在FMT惯性质量磁体上的MRI场转矩并不令人惊讶。尽管如此，惯性质量磁体上的MRI场转矩会损害FMT。

首先，更详细地考虑传统浮动质量换能器的结构是有帮助的。图4示出如例如在美国专利6,676,592中描述的两个传统线圈FMT400中的结构细节。该美国专利通过引用被包含在此。圆柱形惯性质量磁体412在如所示的任一端处具有磁极并且被包围在圆柱形壳体402内。壳体的圆柱形端由端板404密封。各端板404的内部具有凹口401以保留磁体弹簧414，该磁体弹簧414使磁体412在如图4中所示的壳体402的中心内弹性地偏置，不与其内表面接触。在壳体402的外表面中的双凹槽406保持驱动线圈410，所述驱动线圈410在相反的方向上缠绕并且围绕磁体412的磁极。通过驱动线圈410的电流造成与磁体412的磁场相互作用的磁场。随着电流变化，驱动线圈410的磁场也变化，该驱动线圈410通过与磁体412的磁场相互作用使得磁体412相应地移动，悬挂在磁体弹簧414上。磁体412的惯性质量的这种移动由磁体弹簧414提供给壳体402。壳体402（通过未示出的夹子）被附接到听小骨中的一个（例如，砧骨），并且其振动因此被耦合到所附接到的驱动耳蜗的卵圆窗膜的小骨，由病人感知为声音。

本发明的实施例涉及用于听力植入体的浮动质量换能器，该浮动质量换能器类似于前述换能器但是具有新型换能器磁体装置，该新型换能器磁体装置具有磁体对，所述磁体对具有相反的磁场，所述相反的磁场彼此抵消以最小化总磁场并且因此最小化换能器磁体装置总体上与诸如来自MRI的外部磁场的磁相互作用。

例如，图5A-B示出在根据本发明的一个实施例的具有相反的磁体对512的浮动质量换能器500中的结构细节。由圆柱端盖504封闭的圆柱形换能器壳体502可附接到中耳听力结构。换能器壳体502的外表面包括保持电驱动线圈510的线圈凹槽506。在换能器壳体502的内部体内的是包括具有相反的磁场的磁体对512磁体的圆柱形换能器磁体装置。磁体对512包括内杆磁体515，该内杆磁体515沿着圆柱轴线布置，且具有第一磁场方向。围绕磁体对512的是外环形磁体516，该外环形磁体516具有与第一磁场方向相反的第二磁场方向。通过驱动线圈510的电流产生线圈磁场，该线圈磁场与换能器磁体装置磁体对512的磁场相互作用使得在磁体对512中产生振动以感知为声音，磁体对512由磁体弹簧514耦合到换能器壳体502并且因此耦合到中耳听力结构。此外，换能器磁体装置磁体对512的相反的磁场彼此抵消以最小化它们的组合磁场并且因此最小化换能器磁体装置与任何外部磁场的磁相互作用。

图5A-B中的实施例基于单磁体对和两个驱动线圈，但本发明的其它实施例能够使用不同的装置。例如，图6A-B示出在具有两个相反的磁体对612和三个驱动线圈610的浮动质量换能器600中的结构细节。在该实施例中，磁体对612以相互排斥的相同磁极性端到端被放置，使得它们在它们接触的地方必须被机械地保持相互抵靠。存在实现此点的各种方式，例如，除了将磁体对612的换能器磁体装置悬挂在换能器壳体602内并且将换能器磁体装置的振动转移到换能器壳体602之外，磁体弹簧614也可以足够机械地保持磁体对612相互抵靠。此外或可替代地，可能存在包含磁体对612并且机械地保持它们相互抵靠的磁体保持管617。或粘合剂对于保持磁体对612相互抵靠可能是有用的。

在图6所示的一个实施例中，磁体对612以具有相互排斥的相同磁极性端到端地被放置，磁体对的磁通量线被强迫进入到中心驱动线圈610中，同时限制换能器600上的外部磁力（即，MRI）的能力。另外，在一些实施例中，磁体对612接触的接缝可以不必在换能器壳体602内居中或与驱动线圈610的底部的一个直接对齐。例如，图7示出单个大的中心磁体对712位于换能器壳体702内的中心被包围在较小的端盖磁体对717之间的实施例，所述端盖磁体对717提供相反的抵消磁场，所述相消磁场仍最小化诸如来自MRI的外部磁场的磁矩效果。

尽管已经公开了本发明的各种示例性实施例，但是对于本领域的技术人员而言，显而易见的是，在不脱离本发明的真实范围的情况下，能够作出将实现本发明的一些优势的各种改变和修改。

Claims (6)

1.一种用于听力植入体的浮动质量换能器，包括：

圆柱形换能器壳体，所述圆柱形换能器壳体可附接到中耳听力结构并且具有圆柱轴线和外表面，在所述外表面上带有一个或多个电驱动线圈；

圆柱形换能器磁体装置，所述圆柱形换能器磁体装置位于所述换能器壳体的内部体内并且包括端到端放置的多个磁体对，其中每个磁体对包括：

i.内杆磁体，所述内杆磁体沿着所述圆柱轴线布置并且具有第一磁场方向，以及

ii.外环形磁体，所述外环形磁体围绕沿着所述圆柱轴线的所述内杆磁体并且具有与所述第一磁场方向相反的第二磁场方向；

其中，所述内杆磁体和所述外环形磁体各包括一对磁体，该对磁体被设置机械地保持端对端相互抵靠且以相同磁极性接触；

其中，经过所述驱动线圈的电流产生线圈磁场，所述线圈磁场与所述换能器磁体装置的磁场相互作用，使得在由所述换能器壳体耦合到所述中耳听力结构的换能器磁体中产生振动以感知为声音；并且

其中，所述换能器磁体装置的相反的磁场彼此抵消以最小化它们的组合磁场并且因此最小化所述换能器磁体装置与任何外部磁场的磁相互作用。

2.根据权利要求1所述的浮动质量换能器，进一步包括：

磁体粘合剂，所述磁体粘合剂机械地保持所述多个磁体对相互抵靠。

3.根据权利要求1所述的浮动质量换能器，进一步包括：

磁体保持管，所述磁体保持管包含磁体对并且机械地保持它们相互抵靠。

4.根据权利要求1所述的浮动质量换能器，进一步包括：

一对磁体弹簧，在所述换能器磁体装置的每一端处的一个用于：

i.机械地保持所述多个磁体对相互抵靠，

ii.使所述换能器磁体装置悬挂在所述换能器壳体内，以及

iii.把所述换能器磁体装置的振动传输至所述换能器壳体。

5.根据权利要求1所述的浮动质量换能器，其中，所述多个磁体对以相互吸引的相反磁极性接触使得磁性保持所述多个磁体对相互抵靠。

6.根据权利要求1至5中的任一项所述的浮动质量换能器，其中，存在多个电驱动线圈。