CN112533123B - 一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，包括壳体、支撑装置和驱动装置，支撑装置前端与所述壳体相连且其后端固定在与圆窗膜相对的骨壁上，驱动装置位于壳体内部且其前端直接作用于圆窗膜上；壳体包括底座和外壳，底座前端固接所述外壳；支撑装置包括弹簧片、前支撑块和位移调节装置；弹簧片与底座后端固接；前支撑块前端与弹簧片固接且其后端与位移调节装置装配，通过调节位移调节装置使前支撑块前后平移；驱动装置包括伸缩器和耦合杆；伸缩器后端抵住底座，耦合杆后端与伸缩器前端固接并沿着外壳轴向移动。本发明可以变刚度调节作动器作用在圆窗膜上的初始压力。

Description

一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器

技术领域

本发明涉及听装置技术领域，具体是一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器。

背景技术

听力损伤作为一种常见的疾病，给人类的日常生活带来很大不便。按照损伤机理的不同，听力损伤可分为传导性听力损伤和感音神经性听力损伤。对于传导性听力损伤，大多数该类患者可通过手术改善听力。但对于感音神经性听力损伤，目前仍然缺乏针对性的治疗方案，一般采用佩戴传统助听器的方式改善听力。然而传统助听器存在输出增益小（无法补偿高程度的听力损伤）、耳道堵塞及装置的日常维护麻烦等问题，这些问题导致很多患者不愿意使用传统助听装置，外耳道易感染者更是无法佩戴。为此，国内外很多研究机构竞相研究植入式助听装置，人工中耳便是其中的一种。

如图1所示，人耳主要包括外耳、中耳和内耳三部分。其中外耳主要包括耳廓101和外耳道102，在正常人耳感声过程中，声音被耳廓101收集进入外耳道102，驱动鼓膜103振动；鼓膜103之后为中耳，该部分主要包括听骨链（锤骨104、砧骨105、镫骨106）以及肌腱，鼓膜103振动会驱动锤骨104、砧骨105及镫骨106振动，从而将振动传递到内耳；内耳主要包括耳蜗107和半规管108等，镫骨106振动会引起耳蜗107内部淋巴液流动，使得螺旋器上的毛细胞接受到听觉信息，再由听神经传至大脑，从而产生了听觉。感音神经性听力损伤一般是螺旋器上的毛细胞损伤，使得患者无法听到外部低声强的声音。助听装置就是通过将微弱声信号在输入耳蜗前，针对性地放大来使患者能够听到，进而补偿患者听力损伤。

人工中耳主要包括麦克风、信号处理模块、电源及植入体内的作动器四部分。其中电源为其它部分供能，使其它部分正常运转；麦克风负责接收外界声音信号，将声音振动信号转化为电信号，并将该信号传输给信号处理模块；信号处理模块负责根据患者的听力损伤程度，将麦克风传输来的信号进行相应的降噪、放大、滤波等处理，并将处理后的信号传输给作动器；作动器作为人工中耳的核心部件，通常与听小骨（砧骨体、砧骨长突、镫骨等）耦合，主要负责将处理后的电信号转换为机械振动信号，驱动听小骨振动，从而达到补偿听力损伤的作用。相对传统助听器，人工中耳具有不堵塞耳道、无声反馈、语音清晰度高和高频增益强等优点。

如前所述，传统人工中耳中的作动器一般与听小骨耦合，这就需要患者听骨链完好。但是，很多患者还伴有听骨链畸形、听骨链腐蚀等病变，从而使得传统人工中耳无法植入人耳。针对该问题，Colletti等提出了一种新的方案，即作动器耦合在耳蜗的另一入口——圆窗处，这样就可以避开听骨链，拓展了传统人工中耳的治疗领域。使其不仅能治疗中重度感音神经性耳聋，还能够治疗伴有鼓室或听骨链异常（如先天性外中耳畸形、中耳炎引起的听小骨腐蚀等）的混合性耳聋。

然而，临床应用显示，这种圆窗植入式作动器在术后听力补偿效果不稳定，个体差异较大，且补偿效果低于理论预估值。研究表明，临床上出现这些问题主要由以下原因引起：一是目前临床上常用的作动器（Floating Mass Transducer, Vibrant Soundbridge,奥地利MED-EL公司）直径为1.8 mm，而圆窗膜直径在1.2~1.9 mm的范围内，这会导致作动器作用端相对于圆窗过大，不能与圆窗膜有效耦合，进而不能把振动能量有效地输入到耳蜗，使其听力补偿效果低于理论设计值。二是目前临床上常用的作动器202无支撑结构，临床上仅仅通过手术在作动器202后面垫入筋膜201来支撑，如图2所示。这种筋膜支撑无法提供足够的支撑刚度，导致其听力补偿效果低于理论预估值。此外，其支撑的程度受手术影响较大，不能在患者间提供相对稳定的支撑刚度，导致患者间补偿效果个体差异大。三是作动器作用在圆窗膜上的初始压力无法控制。研究表明作动器的听力补偿性能与作动器作用在圆窗膜的初始压力有关，初始压力为15mN时激振性能较好（Müller M, Salcher R, PrenzlerN, et al. Redesign of the hannovercoupler: Optimized vibration transfer fromfloating mass transducer to round window[J]. BioMed Research International,2018, 2018: 3701954.）。然而，目前临床上常用的作动器（如图2所示），手术时无法评估作动器202作用在圆窗膜111上的初始压力。医生凭主观感觉来控制置于作动器202后端的筋膜201等软组织的厚度，进而造成术后各个患者植入的作动器202作用到圆窗膜111初始压力不同，术后听力补偿效果不同。

针对上述问题，托马斯等（专利申请号CN 108886664 A）公开了一种可监控初始压力的作动器固定装置（如图3所示）。该装置是为奥地利MED-EL公司Vibrant Soundbridge的电磁式Floating Mass Transducer（悬浮作动器，FMT）专门设计，将悬浮作动器202钳夹在装置的中部，通过后端的压缩加载弹簧301的变形，带动加载弹簧301的压缩指示器302运动来监控施加在圆窗膜111上的初始压力。该设计相对于临床现有方案，通过压缩指示器302实现了手术过程中作动器预载荷施加的监控。但实际手术过程中，预载荷的调节仍然是通过在压缩加载弹簧301后端与骨接合处添加筋膜201等组织来实现。同样，由于筋膜201等软组织切开的厚度受医生手术操作经验限制，无法实现精确的厚度切割，从而无法实现精准的初始压力调控。与此同时，该装置S型压缩加载弹簧301纵向较长（~2.8 mm），使得整体纵向尺寸较大，使得手术过程中需要在圆窗旁骨质切割出较大的作动器安置槽，增大了手术的创伤及手术风险。

除了上述不足，托马斯等（专利申请号CN 10888 6664 A）所公开的固定装置加载弹簧301的刚度较小，这样做的目的是为了在同等初始压力下，获得最大的加载弹簧301变形量，进而便于压缩指示器302观察。但加载弹簧301的这种小刚度使得作动器的整体支撑刚度低，这种处理对该专利所针对的电磁悬浮式作动器有利，但对固定式驱动的电磁作动器不利，会降低作动器的听力补偿能力（Dong Ho Shin, et al. A tri-coil bellows-type round window transducer with improved frequency characteristics formiddle-ear implants[J]. Hearing Research,2016）。对压电式作动器，支撑刚度较小也将大大减小作动器的高频输出（Liu et al. Numerical study and optimization of anovel piezoelectric transducer for a round-window stimulating type middle-earimplant[J].Micromachines, 2019）。而人工中耳针对的感音神经性听力损伤主要恶化在高频，上述作动器高频输出的弱化将使人工中耳失去其原定的感音神经性听力损伤补偿的能力。但如果上述加载弹簧301改用较大的刚度，则其在作动器最优初始压力下（15mN），伸缩位移过于微小（约为20微米），使得无法通过压缩指示器302观察，进而失去了其监控的能力。

发明内容

为了解决上述问题，本发明提供了一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，该作动器后端设置可以变刚度调节作动器作用在圆窗膜上初始压力的机械结构。最开始调节时，该机械结构刚度较小。此时，对应初始压力的微小增大，能获得较大的机械结构变形量，便于观察和监控该初始压力的调节。当作动器作用在圆窗膜上的初始压力达到设计设定值，该结构刚度变大，从而为作动器提供较大的支撑刚度，提高压电式作动器或固定式电磁作动器的输出，从而提高作动器的听力补偿能力。同时，该作动器的该初始压力调节装置纵向尺寸较小，不需要在圆窗膜旁切割较大的放置作动器的骨槽，减小了作动器植入时的手术创伤。

本发明解决其技术问题采用的技术方案是：一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，包括壳体、支撑装置和驱动装置，所述支撑装置前端与所述壳体相连且其后端固定在与圆窗膜相对的骨壁上，所述驱动装置位于壳体内部且其前端直接作用于圆窗膜上；

所述壳体包括底座和外壳，所述底座前端固接所述外壳；

所述支撑装置包括弹簧片、前支撑块和位移调节装置；所述弹簧片与底座后端固接；所述前支撑块前端与弹簧片固接且其后端与位移调节装置装配，通过调节位移调节装置使前支撑块前后平移；

所述驱动装置包括伸缩器和耦合杆；所述伸缩器后端抵住底座，所述耦合杆后端与伸缩器前端固接并沿着外壳轴向移动。

优选的，所述外壳整体为两侧伴有圆弧结构的长方体，其内部中空，后端开口，前端设有用于耦合杆通过的轴向孔，便于耦合杆通过；在外壳两侧中心开有导线孔，便于压电叠堆和外部供能装置相连。

优选的，所述底座整体形状与外壳相同，且在其后端开有与外壳整体形状相同的盲孔。

优选的，所述前支撑块整体为“T”型，在“T”形块前端设有与弹簧片后端中心固接的方形块，在“T”形块后端开有半圆柱槽，防止干涉调节螺栓的旋转。

优选的，所述位移调节装置包括左支撑块、右支撑块和调节螺栓；所述左支撑块和右支撑块整体形状相同为方形块，一端开方形斜槽与前支撑块形成移动副，另一端设有棘爪，所述左支撑块和右支撑块（802）中间位置处均设有螺纹孔；所述调节螺栓与左支撑块和右支撑块上的螺纹孔配合并通过旋转调节螺栓改变左支撑块和右支撑块的距离，使前支撑块前后平移。初始状态下前支撑块前端两侧与弹簧片外圈保持一定距离，用来监控作动器作用在圆窗膜上的初始压力，在载荷达到设计设定值时两者贴合形成刚性支撑。

优选的，所述前支撑块整体为两侧伴有圆柱结构的长方体薄片，并在前端设有与弹簧片后端中心固接的圆柱体。

优选的，所述位移调节装置包括支撑滑槽、后支撑块、调节卡簧和调节滑块；所述支撑滑槽为回形柱状体，且在其中一侧设有防止调节卡簧左右滑移的通槽；所述后支撑块为直角梯形柱状体，在梯形斜边一侧设有与调节滑块配合的棘爪，在梯形高一侧设有与骨壁相配合的棘爪，同时在梯形上底一侧设有与调节卡簧配合的斜槽；所述调节滑块为直角梯形柱状体，在梯形斜边一侧设有与后支撑块相配合的棘爪，在梯形高一侧设与调节卡簧配合台阶；所述调节卡簧为门形柱状体，且门的两边分别与后支撑块的斜槽以及调节滑块的台阶配合。

优选的，所述弹簧片整体为与底座形状相同的薄片，且其中间为镜像对称的弧形悬臂结构，通过改变悬臂的长度来调节弹簧片刚度。

优选的，所述伸缩器采用带有位移放大装置的压电叠堆，所述压电叠堆置于位移放大装置中，所述位移放大装置为钹型。

优选的，所述耦合杆前端依次设有圆台段与半球体段，中间为圆柱结构，后端为与外壳内部形状相同的块状结构，其前端最大直径小于临床上统计的圆窗膜最小直径，且暴露在外壳外部长度超过圆窗龛深。

相比现有技术，本发明的优点如下：

本发明的作动器采用变刚度的机械支撑方案，刚度变化如图13所示，在初始状态下刚度特别小，调节至最优初始压力（15mN）前，作动器会有较大的弹性变形，使得医生手术时能够观察到变形过程，准确监控作动器作用到圆窗膜上的初始压力。当初始压力达到最优值后，前支撑块前端两侧会与弹簧片外圈接触形成刚性支撑，即支撑刚度进入第2区域，即大刚度区域，刚度迅速变大。此时，旋转调节螺栓，使得作动器前进一个小于调节螺栓螺距的微距离，使得作动器支撑刚度真正工作在大刚度区域。这种跨入大刚度的方法，由于后期进给的是微距离，使得最终作用在圆窗膜上的作用力仅微大于最优初始压力，但由于提高了支撑刚度，使得压电作动器（或电磁固定式作动器）输出高频位移不被减小（如图14所示）。而感音神经性听力损伤多发生在高频段，因此，本方案作动器的听力补偿效果好。进而使得作动器实现了调节时刚度小，最终支撑刚度大的矛盾要求。

本发明的作动器不再通过在其后端塞入不同厚度筋膜的方法来调节作动器作用在圆窗膜的初始压力，避免了切割特定厚度筋膜的手术需求，降低了手术复杂程度；且所采用的螺距微调方案使得这种初始压力调节能够更准确，使最终初始压力逼近最优。

本发明的作动器可通过观察前支撑块前端两侧与弹簧片外圈的距离来监控作动器作用在圆窗膜上的初始压力，避免了初始压力过大造成圆窗膜损伤或者初始压力不足造成耦合不充分的问题。

本发明的作动器作用端与圆窗膜的初始压力是通过旋转调节螺栓来微调的。相对于托马斯等（专利申请号CN 10888 6664 A）公开的在压缩加载弹簧后端与骨接合处靠医生经验来添加筋膜的调节方案，能够较为精准地控制该初始压力。

本发明所公开的后端调节支撑方案，相对于托马斯等（专利申请号CN 10888 6664A）公开的S型压缩加载弹簧调节支撑方案，纵向尺寸更小（1.3 mm），降低了对作动器在圆窗旁安置槽的尺寸需求，进而减小了手术创伤。

本发明的作动器在植入过程中采用平移推进的方式建立耦合杆与圆窗膜之间的接触，避免了因耦合杆与圆窗膜之间产生相对转动而造成圆窗膜破坏的问题。

本发明的作动器耦合杆的前端为半球体且最大直径小于临床上统计的圆窗膜最小直径，作动器作用端暴露在外壳外部长度大于圆窗龛深，使得作动器的耦合杆能充分与圆窗膜耦合，避免因接触不当造成的能量损耗，提高作动器的听力补偿效果。

附图说明：

下面结合附图和实施例对本发明进一步说明。

图1是人工中耳在耳内植入的结构示意图；

图2是临床上常用的作动器在耳内植入的结构示意图；

图3是托马斯等公开的一种可监控初始压力的作动器固定装置的结构示意图；

图4是实施例一作动器植入后的结构示意图；

图5是实施例一作动器的内部结构剖视图；

图6是实施例一中壳体的结构爆炸图；

图7是实施例一中外壳的结构剖视图；

图8是实施例一中支撑装置的结构爆炸图；

图9是实施例一中驱动装置的结构示意图；

图10是实施例二作动器的内部结构剖视图；

图11是实施例三作动器植入后的结构示意图；

图12是实施例三中支撑装置的结构爆炸图；

图13是作动器的支撑刚度变化示意图；

图14是作动器支撑刚度的变化对作动器的输出影响示意图。

图中：101、耳廓，102、外耳道，103、鼓膜，104、锤骨，105、砧骨，106、镫骨，107、耳蜗，108、半规管，109、作动器，110、骨壁，111、圆窗膜，201、筋膜，202、临床上常用的作动器，301、压缩加载弹簧，302、压缩指示器，401、支撑装置，402、壳体，403、驱动装置，404、鼓阶，501、位移调节装置，502、前支撑块，503、弹簧片，601、底座，602、外壳，701、导线孔，702、轴向孔，801、左支撑块，802、右支撑块，803、调节螺栓，901、伸缩器，902、位移放大装置，903、压电叠堆，904、耦合杆，1201、支撑滑槽，1202、后支撑块，1203、调节卡簧，1204、调节滑块。

具体实施方式：

为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述。显然，所描述的实施例是本发明的一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，均属于本发明的保护范围。

参见图1，在正常人耳感声过程中，声音进入外耳道102驱动鼓膜103振动，鼓膜103振动会驱动锤骨104、砧骨105及镫骨106振动，镫骨106振动会引起耳蜗107内部淋巴液振动，使得螺旋器上的毛细胞接受到听觉信息，再由听神经传至大脑，从而产生了听觉。参见图4，本发明采取了作动器109耦合在圆窗膜111上的方案，即通过作动器109的伸缩器901振动激励圆窗膜111，从而带动鼓阶404内的淋巴液振动，进而实现对患者的听力补偿。该方案不仅能治疗中重度感音神经性耳聋，还能够治疗伴有鼓室或听骨链异常(如先天性外中耳畸形、中耳炎引起的听小骨腐蚀等)的混合性耳聋。

实施例一

参见图4，一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，包括壳体402、支撑装置401和驱动装置403，所述壳体402整体位于圆窗龛外且其为支撑装置401和驱动装置403提供支撑，所述支撑装置401前端与壳体402相连且其后端通过植入手术固定在与圆窗膜111相对的骨壁110上，所述驱动装置403位于壳体402内部且其前端直接作用于圆窗膜111上。参见图5~7，所述壳体402包括底座601和外壳602，两者固接在一起；所述外壳602整体形状设置为两侧伴有圆弧结构的长方体，该形状是考虑到圆窗龛外的结构确定的，其内部与外部整体形状相同并在前端开轴向孔702便于耦合杆904通过，此外，在其两侧中心开有导线孔701便于压电叠堆903和外部供能装置相连；所述底座601整体形状与外壳602相同，且在其后端开有与外壳602整体形状相同的盲孔。

参见图5和图8，所述支撑装置401包括弹簧片503、前支撑块502和位移调节装置501；所述弹簧片503整体为与底座601形状相同的薄片，且其中间为镜像对称的弧形悬臂结构，可以通过改变悬臂的长度来调节其刚度，此外，其与壳体402的后端固接在一起；所述前支撑块502整体为“T”型，在“T”形块前端设有方形块与弹簧片503后端中心固接，在“T”形块后端开半圆柱槽以防止干涉调节螺栓803的旋转，此外，其后端与位移调节装置501中的左支撑块801和右支撑块802形成移动副；所述左支撑块801和右支撑块802整体形状相同为方形块，一端开方形斜槽与前支撑块502形成移动副，另一端设有棘爪，通过棘爪顶在与圆窗膜111相对的骨壁110上，完成作动器109的植入，此外，其中间位置处还设有螺纹孔；所述调节螺栓803头部母体为圆柱体，且头部母体上开有十字槽，此外，其与左支撑块801和右支撑块802上的螺纹孔配合并可通过旋转调节螺栓803改变左支撑块801和右支撑块802的距离，该距离改变会使前支撑块502前后平移。

参见图5和图9，所述驱动装置403包括伸缩器901和耦合杆904；所述伸缩器901抵在壳体402的内侧后壁，其选用带有位移放大装置902的压电叠堆903，所述位移放大装置902为钹型，当所述压电叠堆903放置在位移放大装置902中时，能够减少作动器109的能耗，为作动器109提供更持久的续航能力；所述耦合杆904后端与伸缩器901前端固接并可沿着壳体402轴向移动，其前端依次设有圆台段与半球体段，中间为圆柱结构，后端为与外壳602内部形状相同的块状结构，此外，其前端最大直径小于临床上统计的圆窗膜最小直径，且其暴露在外壳602外部长度超过圆窗龛深。

工作原理及工作过程：

本发明作动器109参考图5所示进行组装，将调节螺栓803旋入左支撑块801和右支撑块802中间位置的螺纹孔中，此时位移调节装置501装配完成；将所述弹簧片503与所述底座601后端通过涂抹粘合剂连接在一起，将所述底座601前端与所述伸缩器901通过涂抹粘合剂连接在一起，将所述伸缩器901与所述耦合杆904通过涂抹粘合剂连接在一起；使伸缩器901的导线穿过外壳602的导线孔701，使耦合杆904前端通过所述外壳602的轴向孔702，将所述底座601前端与所述外壳602后端通过涂抹粘合剂连接在一起，将前支撑块502上的方形块与弹簧片503后端中心通过涂抹粘合剂连接在一起；将前支撑块502嵌入左支撑块801和右支撑块802的方形斜槽中，此时作动器109装配完成。

在进行作动器109植入的手术过程中，首先使耦合杆904前端伸入圆窗龛中，支撑装置401后端抵在与圆窗膜111相对的骨壁110上。然后旋转调节螺栓803推动壳体402与伸缩装置整体向前移动使耦合杆904与圆窗膜111相接触，此时，前支撑块502前端两侧与弹簧片503外圈距离不变。最后在耦合杆904与圆窗膜111接触后，继续旋转调节螺栓803，会使得伸缩器901受压向后运动，同时压缩弹簧片503使其变形，当作动器109与圆窗膜111之间的初始压力达到15mN时，即弹簧片503的变形达到一定程度，此时，前支撑块502前端两侧与弹簧片503外圈重合，支撑装置401形成了刚性支撑，能够最大化作动器109的听力补偿效果，此为作动器109的最佳耦合状态。在手术过程中可以通过监控前支撑块502前端两侧与弹簧片503外圈的相对位置可以确定作动器109与圆窗膜111之间的初始压力是否达到15mN。此外，所述前支撑块502前端两侧可预先涂有粘合剂，待前支撑块502前端两侧与弹簧片503外圈贴合后粘合在一起，提高连接强度。值得说明的是，本实施例中，作动器109与圆窗膜111间初始压力调节的目标设定为15mN，是参考现有文献报道确定。实际过程中，可以根据需要，更换不同刚度的弹簧片503，来实现不同的最优初始压力的监控调节。

实施例二

参见图10，所述伸缩器901选用压电叠堆903。其他技术方案与实施例一相同。

实施例三

参见图11和图12，所述位移调节装置501包括支撑滑槽1201、后支撑块1202、调节卡簧1203和调节滑块1204。所述支撑滑槽1201为回形柱状体，且在其中一侧设有通槽防止干涉调节卡簧1203左右滑移。所述后支撑块1202为直角梯形柱状体，在梯形斜边一侧设有棘爪与调节滑块1204配合，在梯形高一侧设有棘爪，通过棘爪顶在与圆窗膜111相对的骨壁110上，完成作动器109的植入；此外，在梯形上底一侧设有斜槽与调节卡簧1203配合。所述调节滑块1204为直角梯形柱状体，在梯形斜边一侧设有棘爪与后支撑块1202配合，在梯形高一侧设槽与调节卡簧1203配合。所述调节卡簧1203为门形柱状体，且门的两边与后支撑块1202和调节滑块1204的槽配合。

参见图11和图12，所述前支撑块502整体为两侧伴有部分圆柱结构的长方体薄片，并在前端设有圆柱体与弹簧片503后端中心固接。

参见图11和图12，在本实施例中，将后支撑块1202和调节滑块1204通过对应的棘爪结构配合在一起，将调节卡簧1203插入调节卡簧槽使后支撑块1202和调节滑块1204装配在一起；使用环氧树脂胶将将后支撑块1202和调节滑块1204的装配体从后端塞入支撑滑槽1201内部，位移调节装置501装配完成。在手术过程中，使用镊子等手术器械从上侧按压调节卡簧1203，从而带动调节滑块1204向下移动；当调节滑块1204向斜下方移动时，会推动前支撑块502向前移动，此时后支撑刚度较小；当作动器109前端向前移动到一定程度时与圆窗膜111接触，圆窗膜111会给作动器109一个向后的力使弹簧片503变形；当弹簧片503变形到一定程度时前支撑块502外圈会与弹簧片503接触，从而形成了刚性支撑，此时作动器109达到最佳耦合状态。

其他技术方案与实施例一相同。

实施例四

所述伸缩器901选用电磁式作动器。其他技术方案与实施例一相同。

以上所述是本发明的优选实施方式，应当指出：对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。

Claims (10)

1.一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，包括壳体（402）、支撑装置（401）和驱动装置（403），所述支撑装置（401）前端与所述壳体（402）相连且其后端固定在与圆窗膜（111）相对的骨壁（110）上，所述驱动装置（403）位于壳体（402）内部且其前端直接作用于圆窗膜（111）上；其特征在于：

所述壳体（402）包括底座（601）和外壳（602），所述底座（601）前端固接所述外壳（602）；

所述支撑装置（401）包括弹簧片（503）、前支撑块（502）和位移调节装置（501）；所述弹簧片（503）与底座（601）后端固接；所述前支撑块（502）前端与弹簧片（503）固接且其后端与位移调节装置（501）装配，通过调节位移调节装置（501）使前支撑块（502）前后平移；

所述驱动装置（403）包括伸缩器（901）和耦合杆（904）；所述伸缩器（901）后端抵住底座（601），所述耦合杆（904）后端与伸缩器（901）前端固接并沿着外壳（602）轴向移动。

2.根据权利要求1所述的一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，其特征在于：所述外壳（602）整体为两侧伴有圆弧结构的长方体，其内部中空，后端开口，前端设有用于耦合杆（904）通过的轴向孔（702），在外壳（602）两侧中心开有导线孔（701）。

3.根据权利要求2所述的一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，其特征在于：所述底座（601）整体形状与外壳（602）相同，且在其后端开有与外壳（602）整体形状相同的盲孔。

4.根据权利要求1所述的一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，其特征在于：所述前支撑块（502）整体为“T”型，在“T”形块前端设有与弹簧片（503）后端中心固接的方形块，在“T”形块后端开有半圆柱槽。

5.根据权利要求4所述的一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，其特征在于：所述位移调节装置（501）包括左支撑块（801）、右支撑块（802）和调节螺栓（803）；所述左支撑块（801）和右支撑块（802）整体形状相同为方形块，一端开方形斜槽与前支撑块（502）形成移动副，另一端设有棘爪，所述左支撑块（801）和右支撑块（802）中间位置处均设有螺纹孔；所述调节螺栓（803）与左支撑块（801）和右支撑块（802）上的螺纹孔配合并通过旋转调节螺栓（803）改变左支撑块（801）和右支撑块（802）的距离，使前支撑块（502）前后平移。

6.根据权利要求1所述的一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，其特征在于：所述前支撑块（502）整体为两侧伴有圆柱结构的长方体薄片，并在前端设有与弹簧片（503）后端中心固接的圆柱体。

7.根据权利要求6所述的一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，其特征在于：所述位移调节装置（501）包括支撑滑槽（1201）、后支撑块（1202）、调节卡簧（1203）和调节滑块（1204）；所述支撑滑槽（1201）为回形柱状体，且在其中一侧设有防止调节卡簧（1203）左右滑移的通槽；所述后支撑块（1202）为直角梯形柱状体，在梯形斜边一侧设有与调节滑块（1204）配合的棘爪，在梯形高一侧设有与骨壁相配合的棘爪，同时在梯形上底一侧设有与调节卡簧（1203）配合的斜槽；所述调节滑块（1204）为直角梯形柱状体，在梯形斜边一侧设有与后支撑块（1202）相配合的棘爪，在梯形高一侧设与调节卡簧（1203）配合台阶；所述调节卡簧（1203）为门形柱状体，且门的两边分别与后支撑块（1202）的斜槽以及调节滑块（1204）的台阶配合。

8.根据权利要求1-7任一项所述的一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，其特征在于：所述弹簧片（503）整体为与底座（601）形状相同的薄片，且其中间为镜像对称的弧形悬臂结构，通过改变悬臂的长度来调节弹簧片（503）刚度。

9.根据权利要求1-7任一项所述的一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，其特征在于：所述伸缩器（901）采用带有位移放大装置（902）的压电叠堆（903），所述压电叠堆（903）置于位移放大装置（902）中，所述位移放大装置（902）为钹型。

10.根据权利要求1-7任一项所述的一种初始压力变刚度调节的圆窗激振式人工中耳作动器，其特征在于：所述耦合杆（904）前端依次设有圆台段与半球体段，中间为圆柱结构，后端为与外壳（602）内部形状相同的块状结构，其前端最大直径小于临床上统计的圆窗膜最小直径，且暴露在外壳（602）外部长度超过圆窗龛深。

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