CN113330754A - 声学设备 - Google Patents

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CN113330754A
CN113330754A CN202080008551.6A CN202080008551A CN113330754A CN 113330754 A CN113330754 A CN 113330754A CN 202080008551 A CN202080008551 A CN 202080008551A CN 113330754 A CN113330754 A CN 113330754A
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piezoelectric
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安德鲁·里德
托比·麦克斯威尼
丹尼尔·特罗特
詹姆斯·温德米尔
约瑟夫·杰克逊
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Hemideina Pty Ltd
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Abstract

一种声学设备，包括：设备主体，所述设备主体包括：声学膜，所述声学膜具有第一表面和与所述第一表面相对的第二表面；以及至少一个声学空腔，所述至少一个声学空腔邻近所述声学膜的所述第一表面形成；多个压电梁谐振器，所述多个压电梁谐振器支撑在所述声学膜的所述第一表面上方并且通过所述至少一个声学空腔与所述第一表面分开，所述多个压电梁谐振器中的每一个具有至少一个不同的固有频率；其中所述多个压电梁谐振器中的每一个被配置成响应于入射在所述声学设备处的声压波而振荡。

Description

声学设备
技术领域
本公开涉及诸如换能器、声学传感器和传声器之类的声学设备，特别是用于耳蜗植入物的入耳式声学设备和其他植入式听力设备。
背景技术
耳蜗植入物是一种经手术植入的神经假肢设备，所述经手术植入的神经假肢设备为患有重度到极重度感觉神经性听力损失的人提供声音感知。目前的耳蜗式骨传导听觉植入物具有植入部件和外部部件二者。可见的外部部件通常包括传声器、声音处理电子器件和电池，它们提供对用户残障的可见指示。由于需要大型电源来驱动声音处理电子器件，这些外部部件的微型化是有挑战性的。
期望解决或改进常见耳蜗植入技术的一个或多个缺点，或者至少提供耳蜗植入技术的有用替代技术。
本说明书中所包括的关于文献、行为、材料、设备、物品等的任何讨论都不应由于它在所附权利要求中的每一项的优先权日之前已经存在而被视为承认这些事项中的任何一个或全部构成了现有技术基础的一部分或者是与本公开相关的领域中的公知常识。
发明内容
根据本公开的一个方面，提供了一种声学设备，所述声学设备包括：设备主体，所述设备主体包括：声学膜，所述声学膜具有第一表面和与第一表面相对的第二表面；以及至少一个声学空腔，所述至少一个声学空腔邻近所述声学膜的第一表面形成；多个压电梁谐振器，所述多个压电梁谐振器支撑在所述声学膜的第一表面上方并且通过所述空腔与第一表面分开，所述多个压电梁谐振器中的每一个具有至少一个不同的固有频率；其中所述多个压电梁谐振器中的每一个被配置成响应于入射在声学设备处的声压波而振荡。
所述声学膜可被配置成响应于入射在声学膜的第二表面上的声压波而振荡。在一些实施方案中，所述声学膜的振荡可致使所述多个压电梁谐振器振荡。在任何情况下，声学膜可充当挡板，从而增大设备的第一表面和第二表面上的声影，由此放大压电梁谐振器周围的声音并且响应于入射声波而增加移位。
压电梁谐振器中的每一个可在梁长度、梁宽度、梁厚度、梁组合和梁顺应性中的一者或多者方面有所不同。
压电梁谐振器可以是平坦的。压电梁谐振器可被配置成彼此平行，并且平行于声学膜的第一表面。
所述至少一个空腔可包括用于所述多个压电梁谐振器中的每一个的相应空腔。替代地，所述至少一个空腔可包括单个空腔。例如，所述多个压电梁谐振器可共享单个空腔。
所述多个压电梁谐振器可包括四个或更多个压电梁谐振器。所述多个压电梁谐振器可具有连续减小的梁长度，使得所述压电梁谐振器的基本共振频率对应于不同的频率信道。
在一些实施方案中，例如在所述声学设备并入到被配置成定位在耳道中的装备中的情况下，所述声学膜的形状可以是圆形或椭圆形的以便与耳道的形状相一致。在其他实施方案中，声学设备的形状可为正方形或矩形的。
压电梁谐振器可为双夹紧式压电梁谐振器或悬臂谐振器。
多个电极可被提供在设备主体上并且电耦合到所述多个压电梁谐振器，以便将电信号远离声学设备传递到例如感测电子器件。电极可通过增材制造与压电梁谐振器、空腔和隔膜一起形成。电极可由导电的纳米结构-聚合物复合材料形成。
在一些实施方案中，压电梁谐振器中的一个或多个包括压电层。压电层可沿着其相应梁式谐振器的长度的邻近所述至少一个声学空腔的一部分延伸。例如，每一相应压电层可沿着其相应梁式谐振器的长度的邻近所述至少一个声学空腔的10％到20％的长度延伸。
压电梁谐振器可由压电纳米粒子-聚合物复合材料形成。声学膜可由聚合物材料或金属材料形成。
根据本公开的一个方面，提供了一种入耳式传声器，所述入耳式传声器包括如上所述的第一声学设备。
所述入耳式传声器还可包括如上所述的第二声学设备。所述第一声学设备和所述第二声学设备的多个压电梁谐振器中的每一个可具有至少一个不同的固有频率。第一声学设备和第二声学设备可被配置成分别在低频带和高频带上转换声学声压波。
所述入耳式传声器可具有椭圆形横截面，以便符合耳道的形状，同时最大化入耳式传声器的内部体积以容纳入耳式传声器的元件。
所述入耳式传声器还可包括具有第一端、第二端的耳塞外壳，所述耳塞外壳用于通过第一端插入到人类耳道中。
在一个实施方案中，第一声学设备可位于耳塞外壳内，使得第一声学设备的第一表面面向在耳塞外壳的所述第一端与所述第二端之间延伸的轴线。所述入耳式传声器还可包括在耳塞外壳内邻近第一声学设备的后部空腔。所述入耳式传声器还可包括在耳塞外壳内邻近第一声学设备的第二表面提供的第一前部空腔。第二声学设备也可位于耳塞外壳内，使得第二声学设备的第一表面面向在耳塞外壳的所述第一端与所述第二端之间延伸的轴线。所述第一表面可邻近所述后部空腔。所述入耳式传声器还可包括在耳塞外壳内邻近第二声学设备的第二表面的第二前部空腔。所述入耳式传声器还可包括：第一声学端口，所述第一声学端口形成在入耳式传声器的第二端中并且与第一前部空腔连通；以及第二声学端口，所述第二声学端口形成在入耳式传声器的第二端中并且与第二前部空腔连通。
在另一实施方案中，所述入耳式传声器还可包括在耳塞外壳内邻近第一声学设备的第一表面的第一前部空腔。第一声学端口可以形成在入耳式传声器的第二端中并且与第一前部空腔连通。后声学端口可以朝向入耳式传声器的第一端形成并且与第一前部空腔连通。在提供了第二声学设备的情况下，第二前部空腔可形成在耳塞外壳内邻近第二声学设备的第一表面之处。第二声学端口然后可形成在入耳式传声器的第二端中并且与第二前部空腔连通。所述第一声学设备和所述第二声学设备的第二表面可面向在耳塞外壳的第一端与第二端之间延伸的轴线。优选地，后声学端口与所述第二前部空腔连通。
后部空腔、第一前部空腔和第二前部空腔或耳塞外壳的任何其他部分中的一者或多者可填充有声学传输介质，诸如空气、水、油或其他脂质。
第一声学设备和第二声学设备中的每一个的第一表面可基本上彼此相对地定位。替代地，第一声学设备和第二声学设备中的每一个的第二表面可基本上彼此相对地定位。
所述入耳式传声器还可包括感测电子器件，所述感测电子器件位于耳塞外壳内并且电耦合到多个压电梁谐振器。感测电子器件可被配置成处理来自所述多个压电梁谐振器中的每一个的电信号。
感测电子器件可包括一个或多个可变增益放大器和/或运算放大器。
所述入耳式传声器还可包括发射器，所述发射器被配置成有线地或无线地传输由感测电子器件生成的一个或多个处理后的信号。发射器可位于耳塞外壳内。在一些实施方案中，发射器可为包括感应线圈的无线发射器。感应线圈可位于耳塞外壳内第一端处。在一些实施方案中，发射器可为蓝牙(RTM)发射器。在任何情况下，发射器可被配置成将所述一个或多个处理后的信号传输到植入式听力设备，诸如耳蜗植入物、骨锚定植入物或植入式助听器。
所述入耳式传声器还可包括电源。
第一声学设备和第二声学设备可被配置成分别在低频带和高频带上转换声学声压波。
耳塞外壳可通过增材制造与所述第一声学设备和所述第二声学设备一起形成。
耳塞外壳可由生物相容的聚合物材料形成。
根据本公开的一个方面，提供了一种植入式听力设备，诸如耳蜗植入物，所述植入式听力设备包括如以上各方面中的任一方面中所描述的声学设备或者如上所述的入耳式传声器。
本说明书中所包括的关于文献、行为、材料、设备、物品等的任何讨论都不应由于它在所附权利要求中的每一项的优先权日之前已经存在而被视为承认这些事项中的任何一个或全部构成了现有技术基础的一部分或者是与本公开相关的领域中的公知常识。
附图简述
现将仅参考附图通过举例的方式来描述本公开的实施方案，在附图中：
图1是根据本公开的实施方案的声学设备的图解；
图2是图1的声学设备的侧视图；
图3是图1和图2中示出的设备在存在3kHz的声压波的情况下的COMSOL模型；
图4是图1和图2中示出的处于第一特殊配置的声学设备的每一双夹紧式压电梁谐振器的移位与频率的曲线图；
图5是图1和图2中示出的处于第二特殊配置的声学设备的每一双夹紧式压电梁谐振器的移位与频率的曲线图；
图6是根据本公开的实施方案的声学设备的图解；
图7是图6中示出的声学设备的一部分的特写视图；
图8是图6的声学设备的侧视图；
图9是图6到图8中示出的设备在存在1800Hz的声压波的情况下的COMSOL模型；
图10是图6到图8中示出的声学设备的一个实例的每一悬臂压电梁谐振器的移位与频率的曲线图；
图11是图6到图8中示出的声学设备的一个实例的每一悬臂压电梁谐振器的归一化速度与频率的曲线图；
图12A是图6到图8中示出的声学设备的一个实例的每一悬臂压电梁谐振器的速度与频率的曲线图；
图12B是图6到图8中示出的声学设备的一个实例的每一悬臂压电梁谐振器的归一化速度与频率的曲线图；
图13A和图13B是图6到图8中示出的声学设备的一对实例的每一悬臂压电梁谐振器的速度与频率的曲线图；
图14是来自图6到图8中示出的声学设备的一个实例的悬臂压电梁谐振器的电输出的曲线图；
图15是示出诸如图6到图8中示出的声学设备等一对声学设备的每一信道的谐振频率的曲线图；
图16是根据本公开的实施方案的入耳式传声器的分解透视图；
图17是图16中示出的入耳式传声器的透视图；
图18是图16中示出的入耳式传声器的一半的侧视图；
图19是图16中示出的入耳式传声器的一半的前部剖视图；
图20是根据本公开的实施方案的入耳式传声器的分解透视图；
图21是图20中示出的入耳式传声器的部分分解透视图；
图22是图20中示出的入耳式传声器的透视图；
图23是插入到耳道中并且耦合到耳蜗植入物的入耳式传声器的解剖图；
图24是图23中示出的入耳式传声器和耳蜗植入物的示意图；
图25是插入到耳道中并且耦合到耳蜗植入物的入耳式传声器的解剖图；并且
图26是图25中示出的入耳式传声器和耳蜗植入物的示意图。
具体实施方式
本公开的实施方案旨在克服或至少减轻与听力系统的大型非植入部件(诸如现有技术的耳蜗听力系统)相关联的困难。
具体地，本公开的实施方案涉及能够以对复杂的声音处理的降低的要求将声学声压波转换成电信号的声学设备。
图1和图2是根据本公开的实施方案的声学设备200的透视图和侧视图。设备200包括声学膜202，所述声学膜202具有形成在其中的谐振器空腔204。两端夹紧(双夹紧)式压电梁式谐振器206的阵列被支撑在谐振器空腔204上方。在一些实施方案中，谐振器空腔204具有在200微米与500微米之间的深度d。在所述声学膜202与梁式谐振器206之间提供相对较大的间隙的作用是，它允许梁式谐振器206，特别是响应于所述声学膜202的移动而实现的更大移位。在示出的实施方案中，提供了梁式谐振器206的平坦平行阵列(在图1中分别由附图标记206a、206b、206c、206d和206e表示)。在其他实施方案中，在不脱离本公开的范围的情况下，梁式谐振器206可以不平坦和/或非平行的方式布置。在上述实施方案中，梁式谐振器206是双夹紧的。在其他实施方案中，在不脱离本公开的范围的情况下，双夹紧式谐振器206可用如下面参考图6和图9更详细地描述的悬臂梁代替，所述悬臂梁仅固定在一端处。
压电梁谐振器206中的每一个可包括压电层208和安置在压电层2018下方的接地层210。压电层208和接地层210中的一者或二者可在设备200的整个表面上延伸。任选地，谐振器基座212可提供在每一梁式谐振器206的接地层210的下方，以为每一谐振器206提供支撑和结构。电极214可提供在压电层208之上，以将每一梁式谐振器206电耦合到外部感测电子器件(未示出)。优选地，电极214被定位，以便不与谐振器空腔204或梁式谐振器206重叠。而是，电极可被定位在设备200的侧部处。这种感测电子器件可包括可变增益放大器或运算放大器，诸如混合结型场效应晶体管(JFET)运算放大器等。感测电路可提供在可联接到隔膜或单独提供的专用集成电路(ASIC)等上。如将在下面更详细地讨论的，信号传输电子器件也可设置有感测电路。
压电梁谐振器206、空腔204、隔膜202和电极214可通过增材制造(或三维(3D)打印)形成。增材制造可例如包括投影微立体光刻(或立体光刻印刷(SLP)或数字光处理(DLP))。合适的投影微立体光刻技术和材料被描述于2014年7月的ACS Nano 8(10)的3DOptical Printing of Piezoelectric Nanoparticle-Polymer Composite Materials中。压电梁谐振器206、空腔204、隔膜202和电极214可替代地使用印刷电路板(PCB)制造工艺形成。这种工艺可包括如在本领域中已知的光敏蚀刻、铜合金镀覆等中的一者或多者。
隔膜202可由聚合物材料(例如，聚乙二醇二丙烯酸酯(PEGDA))形成。电极214可由导电纳米结构-聚合物复合材料(例如碳纳米管(CNT)-PEGDA复合材料)形成。压电梁谐振器206的压电层208可由压电纳米粒子-聚合物复合材料(例如，钛酸钡(BaTiO3，BTO)-PEGDA复合材料)形成。还可以使用其他等效的导电和压电聚合物复合材料。
在操作期间，所述声学设备200被配置成使得邻近膜202的外部壁216提供空腔或空隙(未示出)，所述膜被配置成在所述膜202的外部壁216处接收入射声压波，所述入射声压波致使膜202振荡。膜202的移动转而引发梁式谐振器206的阵列的运动，这致使梁式谐振器206中的每一个中的电容应变发生变化。压电转换信号然后被电极214捕获。通过邻近膜202的外部壁216提供允许膜202振荡的空腔，本发明人已经认识到被声学设备200捕获的声能的量会显著地增加。
图3是图1和图2的声学设备200的COMSOL模型，其示出了梁式谐振器206中的一个响应于入射在膜202的外部壁216处以Hz计为3kHz的声压波而发生的移位。能够看出，梁式谐振器206中只有一个谐振器在该频率下被声波显著地移位。相比之下，其余的梁式谐振器206未被移位，而是保持在其静止位置。
从图1能够看出，声学设备200的梁式谐振器206的长度有所改变。声学设备200的压电梁谐振器206可被配置成在特定频率或频率范围下谐振。因此，每一梁式谐振器206对于具有处于或接近于其谐振频率的频率的入射声波是敏感的。梁式谐振器206的阵列因此提供被动机械频率选择性，能够通过改变梁数量、梁长度、梁宽度、梁厚度、梁组合、梁顺应性和其他梁特性中的一者或多者来调节所述被动机械频率选择性。在示出的实施方案中，所述阵列可包括具有对应于五个频率信道(或频带)的连续减小的梁长度的五个压电梁谐振器206。对于在耳蜗植入技术中的应用，可调节以上变量，使得梁式谐振器206的阵列的频率选择性至少部分地对应于耳蜗拓扑结构。在一些实施方案中，梁式谐振器206的阵列可能具有基本上扩展到整个人类语言的典型频率范围(例如，100Hz到8kHz)的频率灵敏度。
图4是示出根据一个实施方案的五个梁式谐振器206a:206e(诸如，声学设备200的谐振器206)响应于处于0Hz与4100Hz之间的频率的入射声压波而发生的移位的曲线图。每一梁式谐振器206:206e具有与拥有最长梁长度的谐振器206a和拥有最短梁长度的谐振器206e不同的梁长度。能够看出，谐振器206a:206e的固有频率随着梁长度减小而增大，使得谐振器206a:206e中的每一个的最大移位(以及因此输出信号强度)处于随其梁长度减小而升高的频率处。
图5是示出根据本公开的另一实施方案的五个梁式谐振器206f:206j(诸如，声学设备200的梁式谐振器206)响应于处于2000Hz与8000Hz之间的频率的单音信号而发生的移位的曲线图。在该实施方案中，与图4有关的最短梁谐振器206e长于与图5有关的最长梁谐振器206f。梁长度从谐振器206f减小到谐振器206j。与图4一样，从图5能够看出，谐振器206f:206j的固有频率随着梁长度减小而增大，使得谐振器206的最大移位(以及因此输出信号强度)处于随其梁长度减小而升高的频率处。然而，能够看出，最长梁206f的固有频率在3300Hz左右，即大于在图4中绘制的最短梁206e的固有频率。
由于在每一梁式谐振器206处生成的压电转换信号的幅度与梁式谐振器206的总移位成比例，所以能够看出，通过提供梁式谐振器206的阵列，可从声学设备200输出多个机械频率选择信号。为此，与输出与人类听力的整个频率范围(例如，20Hz到10000Hz)有关的电信号的常见传声器相对比，声学设备200可输出与人类听力频率范围的频率子频带有关的多个电信号。如上面所提及的，能够通过调整梁长度、梁宽度、梁厚度、梁组合和梁顺应性中的一者或多者来调节这些频率范围，使得所述频率范围匹配人类耳蜗的拓扑结构。
如上面所提及的，对多个压电谐振器206的数量、长度和间隔的调整可用于选择从入射在谐振器206处的声压波提取的频率的一个范围(或多个范围)。可基于声学设备200的预期用途或应用而选择性地改变在不同的实施方案中使用的压电谐振器206的数量。例如，据信，可能需要最少四个信道来传递足够的声音信息以用于声学设备200的人类听力应用，并且基于人类耳蜗拓扑结构，10个信道可能是优选的数量。因此，在声学设备200被配置为用于耳蜗植入物的入耳式传声器或其他植入式听力设备时使用的压电谐振器206的数量可在4个与15个之间，例如在6个与10个之间。
上述声学设备200可被配置为声学换能器、声学传感器、传声器、用于耳蜗植入物的入耳式传声器以及它们的组合。
图6和图8是根据本公开的另一实施方案的声学设备300的透视图和侧视图。如由虚线圆圈所示，图7示出了图6中示出的声学设备300的仅一部分。图8是图6中示出的声学设备300的一部分的更多细节侧视图。设备300包括：支撑环301，所述支撑环301支撑声学膜302，所述声学膜302具有形成在其中的多个谐振器空腔304；以及压电谐振器306，所述压电谐振器306支撑在空腔304中的每一个上方。
在示出的实施方案中，多个谐振器306整体形成为谐振器层303的安置在声学膜302上方的一部分。通过在声学膜302上方提供谐振器层303，显著地减小了谐振器组周围的低频声程差。为此，声学膜302充当挡板，从而增大设备300的前表面和后表面处的声影。谐振器层303和声学膜302可彼此胶合、层压或以其他方式固定。声学膜302可具有在50微米与150微米之间的厚度。谐振器层303优选地比声学膜302更薄。在一些实施方案中，谐振器层303可具有在10微米与50微米之间，例如25微米的厚度。在一些实施方案中，膜层302可具有在50微米与100微米之间，例如75微米的厚度。声学膜302与谐振器层303的厚度比可在2.5-3.5:1的区间内。在其他实施方案中，声学膜302和谐振器层303可由单个层构成，所述多个压电谐振器被整合到声学膜302中。
声学设备300可具有在500微米与20mm之间的总半径。在一些实施方案中，可对设备的半径进行选择以符合人类耳道。在示出的实施方案中，声学设备300的形状上是大致圆柱形的。在其他实施方案中，声学设备300可为不同的形状，例如椭圆形、正方形或矩形。
如上面所提及的，压电悬臂谐振器306被支撑在谐振器空腔304中的每一个上方。在一些实施方案中，每一悬臂谐振器306被固定到支撑环301。另外或替代地，每一悬臂谐振器306例如使用胶水等固定到声学膜302。在示出的实施方案中，谐振器306通过其与进而被固定到声学膜302的谐振器层303的整合而联接到声学膜302。通过将谐振器306整合到谐振器层303中，谐振器层303的本体(即，谐振器层303的部分，而不是谐振器306)充当阻尼器，以防止从谐振器306中的一个正在谐振的谐振器到谐振器306中的其他谐振器的串扰。由于谐振器层303的本体部分具有比谐振器306中的每一个大得多的质量，所以所述谐振器层的谐振频率在谐振器306的谐振频率的范围之外，由此作用来抑制谐振器306中的任一个之间的任何潜在的串扰。
每一谐振器306可具有在20微米与30微米之间，例如大约25微米的厚度。例如，每一谐振器306可具有与其整合到其中的谐振器层303中的其余谐振器相同的厚度。使谐振器306的厚度最小化减轻了谐振器306的质量，并且因此减少了移动谐振器306所需的声压量。如在本公开的其他地方已经解释的，使谐振器306的厚度最小化还可能会影响它们的谐振频率。
在一些实施方案中，谐振器空腔304具有在25微米与100微米之间的深度d，所述深度d优选地在40微米与60微米之间，例如大约50微米。与声学设备200一样，在所述声学膜302与悬臂谐振器306之间提供相对较大的间隙的作用是，它允许梁式谐振器306的更大移位。此外，本发明人已经认识到，在谐振器306与下部膜层302a之间具有例如大于30微米(优选地大约50微米)的相对较大的间隙能够帮助减轻设备300的各层之间的压膜阻尼。过度的压膜阻尼可能会导致谐振器306的带通频率响应的崩溃。空腔304下方的膜302的厚度可在20微米与30微米之间，例如25微米。
每一悬臂梁谐振器306包括被配置成响应入射声压波而谐振的自由端。在示出的实施方案中，悬臂谐振器306围绕声学设备300径向地布置。在其他实施方案中，在不脱离本公开的范围的情况下，悬臂谐振器306可以非径向方式布置。在上述实施方案中，谐振器306是悬臂谐振器。在其他实施方案中，例如，如上面参考声学设备200所描述的，悬臂谐振器306可用双夹紧梁代替。在一些实施方案中，悬臂谐振器306可具有在1mm与4mm之间的长度。
压电悬臂谐振器306中的每一个可包括悬臂梁305。为了将悬臂梁305的移位转换成电信号，每一压电悬臂谐振器306还可包括压电层308、接地层310和电极314。接地层308可形成在悬臂梁305之上。压电层308可形成在接地层310之上。电极314可形成在压电层308之上。在示出的实施方案中，仅悬臂梁305被整合到谐振器层303中，其中压电层308和电极314位于谐振器层303的顶部。在其他实施方案中，在不脱离本公开的范围的情况下，压电层308、接地层310和电极314中的一者或多者可被整合到谐振器层303中。
每一电极314可提供在压电层308之上，以将每一梁式谐振器306电耦合到外部感测电子器件(未示出)。压电层308、接地层310和电极314可被定位，以便基本上不与谐振器空腔304或悬臂谐振器306重叠。而是，压电层308、接地层310和电极314可定位在设备300的与悬臂梁305的一部分重叠的边缘处。通过提供对定位在声学空腔304上方的悬臂梁305的一定程度的重叠，悬臂梁305的移动会带动压电层308。然而，增加压电层308、接地层310和电极314到空腔中的重叠可能会由于作用在悬臂梁305上的总质量增加而改变悬臂梁305的频率响应。在一些实施方案中，仅接地层310和压电层308在声学空腔304上方的悬臂梁305的无支撑部分之上延伸，其中电极304不以此方式延伸。在一些实施方案中，压电层308、接地层310和/或电极314在悬臂梁305的位于空腔304上方的长度的10％到20％的长度之上延伸。
如上面所提及的，电极314可耦合到感测电子器件。感测电子器件可包括可变增益放大器或运算放大器，诸如混合结型场效应晶体管(JFET)运算放大器等。感测电路可提供在可联接到隔膜或单独提供的专用集成电路(ASIC)等上。如将在下面更详细地讨论的，信号传输电子器件也可设置有感测电路。
压电梁谐振器306、空腔304、膜302和/或电极314可通过增材制造(或三维(3D)打印)形成。增材制造可例如包括投影微立体光刻(或立体光刻印刷(SLP)或数字光处理(DLP))。合适的投影微立体光刻技术和材料被描述于2014年7月的ACS Nano 8(10)的3DOptical Printing of Piezoelectric Nanoparticle-Polymer Composite Materials中。在一些实施方案中，压电梁谐振器306、空腔304、膜302和/或电极314可通过激光切割片状(垫片)塑料(例如，聚乙烯对苯二甲酸酯)或金属(例如，铜或黄铜)以形成设备300的一个或多个层来形成。
声学膜302可由聚合物材料(例如，聚乙二醇二丙烯酸酯(PEGDA))形成。电极314可由导电纳米结构-聚合物复合材料(例如碳纳米管(CNT)-PEGDA复合材料)形成。压电梁谐振器306的压电层308可由压电纳米粒子-聚合物复合材料(例如，钛酸钡(BaTiO3，BTO)-PEGDA复合材料)形成。还可使用其他等效的导电和压电聚合物复合材料。示例性材料包括BaTiO3、PbTiO3、Pb(Zr,Ti)O3、Pb(Mg1/3Nb2/3)o3-PbTiO3和(Pb0.8725SM0.085)(Ti0.98Mn0.02)O3。
在操作期间，入射在设备300上的声压波引发梁式谐振器306的阵列的运动，这致使梁式谐振器306中的每一个中的电容应变发生变化。与图1到图3的设备200相对比，声波不必入射在膜302的外部壁处。每一梁式谐振器306被配置成在入射声压波的特定频率下谐振。当谐振器梁306开始谐振时，梁306朝向声学空腔304进行的移位使空腔304中的空气移位，从而增加梁式谐振器306下方的空腔304中的声压。这种声压的增加致使梁式谐振器306远离声学膜302的后续移位基本上大于不存在声学膜302(以及因此空腔304)的情况下可能发生的移位。本发明人已经发现，在一些实施方案中，在梁式谐振器306下方提供部分封闭的空腔304能够导致梁式谐振器306的移位增加高达90％或更多。
由压电层308生成的压电转换信号然后被电极314捕获。谐振器梁305的移位越大，在电极314处产生的电压越大。
图9是图6到图8的声学设备300的计算机(COMSOL(RTM))模型，其示出了悬臂谐振器306中的一个响应于入射在设备300上的处于1800Hz的声压波而发生的移位。能够看出，悬臂谐振器306中只有一个谐振器在该频率下被声波显著地移位。相比之下，其余的悬臂谐振器306未被移位，而是基本上保持在其静止位置。
与先前的实施方案一样，声学设备300的悬臂谐振器306的长度有所改变。声学设备300可被配置成在特定频率或频率范围下谐振。因此，每一悬臂谐振器306对于具有处于或接近于其谐振频率的频率的入射声波是敏感的。悬臂谐振器306的阵列因此提供被动机械频率选择性，能够通过改变悬臂数量、悬臂长度、悬臂宽度、悬臂厚度、悬臂组合、悬臂顺应性和其他悬臂特性中的一者或多者来调节所述被动机械频率选择性。可例如通过改变悬臂306的一个或多个层的厚度来调节悬臂厚度。还可例如通过调整接地层310、压电层308和电极314中的一者或多者的重叠(即，这些层在梁305的定位在空腔304上方的各部分之上的延伸)来调节频率选择性。在示出的实施方案中，提供了具有对应于五个频率信道(或频带)的连续减小的悬臂长度的五个压电悬臂306。五个压电悬臂306的长度范围为从2.5mm到3.6mm，其中谐振频率在3kHz与1.3kHz之间。然而，本公开的实施方案不限于这类尺寸和谐振频率。对于在耳蜗植入技术中的应用，可调节以上变量，使得悬臂谐振器306的阵列的频率选择性至少部分地对应于耳蜗拓扑结构。在一些实施方案中，悬臂谐振器306的阵列可能具有基本上扩展到整个人类语言的典型频率范围(例如，100Hz到8kHz)的频率灵敏度。
图10是示出根据一些实施方案的五个悬臂谐振器306a:306e(诸如，声学设备300的谐振器306)响应于处于0Hz与12000Hz之间的频率的入射声压波而发生的移位的曲线图。图10中的曲线图是基于图9中示出的设备300的COMSOL模型。
图11是示出基于图9中示出的模型而物理地制造的示例性设备的五个悬臂谐振器306a:306e响应于处于0Hz与12000Hz之间的频率的入射声压波而呈现的归一化速度的曲线图。五个悬臂谐振器306a:306e因此类似于声学设备300的谐振器306。这示出了五个制造的悬臂谐振器306a:306e在由曲线图中在噪声基底以上延伸的尖峰表示的特定谐振频率下的谐振模态。在该实例中，悬臂306a:306e具有在约5000Hz与约9700Hz之间的谐振。
每一悬臂谐振器306a:306e具有与拥有最长悬臂长度的谐振器306a和拥有最短悬臂长度的谐振器306e不同的悬臂长度。能够看出，谐振器306a:306e的固有频率随着悬臂长度减小而增大，使得谐振器306a:306e中的每一个的最大移位(以及因此输出信号强度)处于随其悬臂长度减小而升高的频率处。这也适用于仍然长于悬臂谐振器306a:306e的悬臂谐振器306f:306i。
图12A是示出悬臂谐振器306f:306i(诸如声学设备300的被设计成以比上面参考图10和图11描述的那些频率低的频率谐振的谐振器)的不同阵列响应于处于0Hz与4000Hz之间的频率的入射声压波而呈现的速度的另一曲线图。使用激光多普勒振动仪测量了悬臂谐振器306f:306i的移位速度。图12B是示出相同的四个悬臂谐振器306e:306i的归一化速度的曲线图。图12A和图12B进一步示出了根据本公开的实施方案的悬臂谐振器在低于5000Hz的特定谐振频率下的谐振模态。在该实例中，悬臂306f:306i具有在约800Hz与1900Hz之间的谐振。在该实施方案中，悬臂谐振器306f:306i的阵列由塑料(聚乙烯对苯二甲酸酯)形成，所述塑料具有在2x109 Pa与2.5x 109Pa之间的杨氏模量，在0.3与0.35之间的泊松比，和在1000kg/m3与1500kg/m3之间的密度。
图13A和图13B是示出九个悬臂谐振器306k:306r(诸如声学设备300的被设计成在从1500Hz到7000Hz的频率范围内谐振的谐振器)的阵列响应于处于跨人类听力范围的频率的入射声压波而呈现的移位速度的更多曲线图。使用激光多普勒振动仪测量了悬臂谐振器306k:306r的移位速度。图13A和图13B进一步示出了根据本公开的实施方案的悬臂谐振器在跨人类听力范围的特定谐振频率下的谐振模态。在该实施方案中，悬臂谐振器306k:306r的阵列由铜形成，所述铜具有在100x109 Pa与150x109 Pa之间(例如，110x109 Pa)的杨氏模量，在0.3与0.35之间的泊松比，和在8000kg/m3与10000kg/m3之间(例如，9000kg/m3)的密度。
图14是示出来自悬臂谐振器(诸如声学设备300的悬臂306)的示例性电输出的曲线图，其中一层聚偏二氟乙烯(PVDF)膜形成悬臂谐振器的一部分。来自接触的PVDF膜的原始输出经受高通滤波以移除低于100Hz的不期望的分量，并且用16kHz的低通滤波器进行低通滤波以移除噪声。在曲线图中示出了响应于在悬臂谐振器处的扫过包括悬臂谐振器的谐振频率的频率范围的窄带声音入射而得到的信号。当入射在悬臂谐振器处的声音的频率变得接近悬臂谐振器的谐振频率时，悬臂开始以更大的幅度振荡，并且因此电输出的幅度增大。图14中指出的时间T1是1.7ms，从而给出主题悬臂的大约590Hz的谐振频率。
由于在每一悬臂谐振器306处生成的压电转换信号的幅度与悬臂谐振器306的总移位成比例，所以能够看出，通过提供悬臂谐振器306的阵列，可从声学设备300输出多个机械频率选择信号。为此，与输出与人类听力的整个频率范围(例如，20Hz到10000Hz)有关的电信号的常见传声器相对比，声学设备300可输出与人类听力频率范围的频率子频带有关的多个电信号。图15是示出根据上文制造的十个悬臂谐振器的谐振频率的曲线图，每一悬臂谐振器具有不同的谐振频率，所述谐振频率跨越800Hz到6000Hz的范围。如上面所提及的，能够通过调整悬臂长度、悬臂宽度、悬臂厚度、悬臂组合和悬臂顺应性中的一者或多者来调节所述频率范围，以使得所述频率范围匹配人类耳蜗的拓扑结构。
上述声学设备300可被配置为声学换能器、声学传感器、传声器、用于耳蜗植入物的入耳式传声器以及它们的组合。
本文所描述的声学设备200、300可通过塑料材料的3D打印来形成。当配置为入耳式传声器时，本文所描述的声学设备的一个或多个部件可由适合于与人类皮肤长时间接触的柔软的生物相容的塑料材料形成。
本文所描述的各种声学设备的压电谐振器可例如由压电聚合物、聚偏二氟乙烯(PVDF)和/或压电陶瓷的模制件、层压件和/或薄膜形成。其他合适的压电材料包括BaTiO3、PbTiO3、Pb(Zr,Ti)O3、Pb(Mg1/3Nb2/3)o3-PbTiO3和(Pb0.8725SM0.085)(Ti0.98Mn0.02)O3。
图16到图19中示出了根据本公开的实施方案的入耳式传声器400。图16示出了入耳式传声器400的分解视图。图17示出了呈组装形式的入耳式传声器400。图18和图19分别示出了入耳式传声器400的剖面前视图和侧视图。
所述入耳式传声器400包括声学外壳402，所述声学外壳402被成型和配置成插入到人类的耳道中。优选地，声学外壳402包括被成型为符合耳道的圆柱形主体。声学外壳402还可包括半球形端部，所述半球形端部用于插入到耳道中以便减少插入时的刺激和受伤风险。
如图16所示，声学外壳402可由第一外壳部分402a和第二外壳部分402b以及外壳基座403形成。替代地，第一外壳部分402a和第二外壳部分402b和/或外壳基座403可被制造成单件。整合到每一外壳部分402a、402b中的是声学设备400a、200b，所述声学设备400a、200b可类似于参考图1和图2所描述的声学设备200，或者类似于参考图6到图8所描述的声学设备300，声学设备200a、200b由后部空腔301隔开。每一外壳部分402a、402b可设置有相应的声学端口406a、406b，所述声学端口406a、406b被配置成允许声压波传递到声学外壳402中。声学设备200a、200b可轴向间隔开，它们的前部平坦表面面向声学外壳402的旋转轴线。在一些实施方案中，声学设备200a、200b的前部平坦表面被定位成面向彼此，使得每一个设备200a、200b的平坦表面的轴线基本上平行于声学外壳402的圆柱形主体的轴线。在其他实施方案中，声学设备200a、200b可相对于声学外壳402的旋转轴线纵向分布。
在图19到图22中示出的实施方案中，提供了两个声学设备200a、200b。应当了解，本公开不限于包括两个声学设备的设备。在其他实施方案中，例如入耳式传声器400可包括定位在声学外壳402内的单个声学设备，诸如上述设备200或设备300；或者三个或更多个声学设备，诸如上述设备200或设备300。还应当了解，声学设备200a、200b可包括能够将声波转换成电信号的任何声学设备。
还应当了解，声学设备200a、200b不必如图16中所示彼此直接相对地定位。例如，在图16中示出的入耳式传声器400的变型中，假设每一声学设备从声学端口406a、406b接收必要的声压以生成有用的电输出，声学设备200a、200b可在平行于传声器400的纵向轴线的方向上沿着入耳式传声器400间隔开。
如图16中最佳地示出，声学外壳402可被配置成封装以下项中的一者或多者：感测电子器件408，所述感测电子器件408用于感测和处理从声学设备200a、200b接收到的电信号；电池壳体410，所述电池壳体410用于容纳一个或多个电池412、一个或多个电池412(如果提供的话)；以及传输线圈414，所述传输线圈414用于将由一个或多个处理器408处理的信号无线传输到在入耳式传声器400外部的设备。传输线圈414可定位在外壳基座403旁边或整合到所述外壳基座403中，以便支持传输线圈414使用近场磁感应(NFMI)等感应地耦合到外部线圈。在一些实施方案中，代替或补充一个或多个电池412，可将外部电源提供给感测电子器件408。这种外部电源可以有线或无线地提供。例如，外部电源可经由诸如传输线圈414等一个或多个线圈无线地耦合到入耳式传声器400中。在一些实施方案中，由感测电子器件408生成的信号可经由电线(未示出)从入耳式传声器400输出。另外或替代地，可提供无线收发器(未示出)，从而以本领域中已知的任何方式与外部部件、设备或模块无线地通信。这种无线收发器可例如经由Wi-Fi(RTM)或蓝牙(RTM)进行通信。
感测电子器件408、电池壳体410和传输线圈414可提供在第二空腔416中，所述第二空腔416可通过分隔壁418与后部空腔401分开。可在分隔壁418中提供孔420，以允许在第一声学设备200a和第二声学设备200b中的每一者与感测电子器件408之间进行电连接。孔420可包括密封件(未示出)，所述密封件被配置成对孔420进行气密密封，同时允许电连接(诸如电线)穿过孔420。
图18到图19更详细地示出了第一外壳部分402a。第二外壳部分402b与第一外壳部分402b基本上类似，除了提供在其中的声学设备200a、200b之间的差异(如下文将更详细地描述)。如上面所提及的，声学设备200a具有与上述声学设备200类似的构造，并且因此在图19中已经为相同的部分提供了相同的标号。
图20到图22中示出了根据本公开的实施方案的另一入耳式传声器500。图20示出了入耳式传声器500的分解视图。图21示出了部分地组装的入耳式传声器500与已移除的外壳的一部分。图22示出了呈组装形式的入耳式传声器500。
所述入耳式传声器500包括声学外壳502，所述声学外壳502被成型和配置成插入到人类的耳道中。声学外壳502包括具有远端507和近端508的圆柱形主体，所述外壳502被成型为符合耳道。在该实施方案中，声学外壳502具有椭圆形横截面。椭圆形的横截面可更好地符合人类耳道，从而增加耳塞的整体大小(以及因此谐振器、处理装置和其他硬件的内部体积)，而不会影响使用者的舒适感或对使用者造成伤害。外壳502被配置成在使用中通过其远端507插入到耳道中。因此，外壳502的远端507和近端508优选地各自设置有轮廓化的边缘，以使得能够将传声器500插入耳道中以及从耳道中移除，而没有刺激或受伤的风险。
如图19和图20所示，声学外壳502可由被配置成封装传声器500的所有其他元件的第一外壳部分502a和第二外壳部分502b形成。在这类实施方案中，第一外壳部分502a和第二外壳部分502b各自可包括联接元件，所述联接元件被配置成相互接合以形成外壳502。在其他实施方案中，第一外壳部分502a和第二外壳部分502b可被制造成单件。
外壳502可设置有声学端口506a、506b，所述声学端口506a、506b被配置成允许将声压波从外壳502的近端508传递到声学外壳502中，当将传声器500插入到耳道时，所述近端508面向耳朵的外侧。另外，外壳502可包括在外壳502的远端507处的声学端口509，所述声学端口509被配置成允许空气在近端508与远端507之间行进通过传声器500。在传声器500的近端508处提供额外的端口509减少了外壳502内的压力累积，从而改善声压在第一声学设备300a和第二声学设备300b上的流动。
传声器500还包括框架505，所述框架505用于将第一声学设备300a和第二声学设备300b支撑在外壳502内。第一声学设备300a和第二声学设备300b可类似于参考图6到图8所描述的声学设备300或本文描述的任何其他声学设备。声学设备300a、300b可轴向间隔开，它们的前部平坦表面面向声学外壳502的旋转轴线。在一些实施方案中，声学设备300a、300b的前部平坦表面被定位成面向彼此，使得每一个设备300a、300b的平坦表面的轴线基本上平行于声学外壳502的圆柱形主体的轴线。在其他实施方案中，声学设备300a、300b可相对于声学外壳502的旋转轴线纵向分布。在其他实施方案中，声学设备300a、300b可相对于外壳502的旋转轴线成角度。
第一声学设备300a和第二声学设备300b可设置有相应的配合部分513a、513b，所述相应的配合部分513a、513b被配置成与框架505上的配合部分515并置，以便确保第一声学设备300a和第二声学设备300b相对于框架505的定位。框架505还可包括稳定构件517，所述稳定构件517被配置成当第一外壳部分502a和第二外壳部分502b一起被带入配合构造时与第一外壳部分502a和第二外壳部分502b的内壁接合。这样，当传声器500完全组装好时，稳定构件517防止框架相对于外壳部分502a、502b移动。
声学外壳502可被配置成封装以下项中的一者或多者：感测电子器件511，所述感测电子器件511用于感测和处理从声学设备200a、200b接收到的电信号；电池壳体510，所述电池壳体510用于容纳一个或多个电池512、一个或多个电池512(如果提供的话)；以及传输线圈514，所述传输线圈514用于将由感测电子器件511处理的信号无线传输到在入耳式传声器500外部的设备。传输线圈514可定位在接近外壳202的远端507的一个或多个电池512旁边或与所述一个或多个电池512整合，以便支持传输线圈514使用近场磁感应(NFMI)等感应地耦合到外部线圈。在一些实施方案中，代替或补充一个或多个电池512，可将外部电源提供给感测电子器件508。这种外部电源可以有线或无线地提供。例如，外部电源可经由诸如传输线圈514等一个或多个线圈无线地耦合到入耳式传声器500中。在一些实施方案中，由感测电子器件508生成的信号可经由电线(未示出)从入耳式传声器500输出。另外或替代地，可提供无线收发器(未示出)，从而以本领域中已知的任何方式与外部部件、设备或模块无线地通信。这种无线收发器可例如经由Wi-Fi(RTM)或蓝牙(RTM)进行通信。
可调节声学设备200a、200b、300a、300b的谐振器206、306，以便在入射声压波的不同频率下具有不同的固有频率，以及因此最大移位。例如，第一声学设备200a可被配置用于低频操作，而第二声学设备200b可被配置用于高频操作。在一些实施方案中，第一声学设备200a可具有如图4所示的频率响应，而第二声学设备200b可具有如图5所示的频率响应，使得声学设备200a、200b的组合频率响应覆盖更大的组合频率范围(例如，800Hz到6500Hz)或人类语言的频率范围。通过在声学外壳402中提供轴向间隔开且彼此相对的两个声学设备200a、200b，可以更大的粒度(例如，10个信道)覆盖更大的频率范围，同时维持入耳式传声器400所需的小形状因数。上述内容类似地适用于在图20到图22中示出的传声器500。
压电谐振器206、306、一个或多个空腔204、304、隔膜/膜202、302以及电极214、314可通过增材制造(或三维(3D)打印)形成。增材制造可例如包括投影微立体光刻(或立体光刻印刷(SLP)或数字光处理(DLP))。合适的投影微立体光刻技术和材料被描述于2014年7月的ACS Nano 8(10)的3D Optical Printing of Piezoelectric Nanopart icle-PolymerComposite Materials中。
上述声学设备200、300和/或入耳式传声器400、500可被配置成与耳蜗植入物一起使用。例如，入耳式传声器400、500可被配置成将与梁移位有关的处理过的电信号无线地或有线地传输到耳蜗植入物。图23和图24示出了无线地耦合到耳蜗植入物600的入耳式传声器400。图25和图26示出了有线地联接到耳蜗植入物600a的入耳式传声器400的变型。
图23示出了插入到人类的耳道中的入耳式传声器400。图24是入耳式传声器400和耳蜗植入物600的示意图。示出了包括第一声学设备200a和第二声学设备200b、感测电子器件408、传输线圈414和电池412的入耳式传声器400的电有源部分。耳蜗植入物600包括接收器602，所述接收器602包括射频(RF)线圈604、处理器606和用于刺激耳蜗神经(未示出)的电极阵列608。接收器602被配置用于经由RF线圈602将经皮功率和数据传递到处理器606。处理器被配置成处理由接收器602接收的数据，并且相应地使用电极阵列608刺激耳蜗神经。感测电子器件被配置成经由RF线圈414将与声学设备200a、200b有关的刺激数据经由接收器602传输到处理器606。
在图24中示出的入耳式传声器400的变型中，代替或补充传输线圈414，无线发射器(诸如Wi-Fi(RTM)或蓝牙(RTM)发射器)可被提供用于与耳蜗植入物600通信和/或为耳蜗植入物600提供功率。在这种情况下，耳蜗植入物600可类似地设置有无线接收器或收发器(例如，蓝牙(RTM)或Wi-Fi(RTM))，以便从入耳式传声器400接收数据和/或向入耳式传声器400传输数据，并且任选地从入耳式传声器400或其他设备接收功率。
图26示出了：入耳式传声器400a，所述入耳式传声器400a是图23中示出的入耳式传声器400的另一变型；以及耳蜗植入物600a，所述耳蜗植入物600a是图23中示出的耳蜗植入物600a的变型。已经向相同的部分给出了相同的标号。在该变型中，入耳式传声器300a通过一根或多根电线414连接到耳蜗植入物600a，能够从入耳式传声器400a通过所述一根或多根电线414将数据和/或功率递送到耳蜗植入物600a。在一些实施方案中，一根或多根电线414可通过耳蜗植入物600a的经皮插塞(未示出)互连。
在两个实施方案中，感测电子器件408可被配置成处理从声学设备200a、200b接收的电信号422。这种处理可包括将来自声学设备200a、200b的压电谐振器206的电信号滤波、放大和/或映射到耳蜗植入物600。有利地，与使用标准宽带传声器的常见耳蜗植入系统相对比，由于从每一谐振器206接收的信号已进行频率选择，所以不需要感测电子器件408使用复杂的带通滤波和后处理来划分信号。
以上是相对于图16到图19的入耳式传声器400描述的，但是同样适用于图20到图22的入耳式传声器500。
在上述实施方案中，入耳式传声器400、400a被配置成将电功率传送和/或发送到耳蜗植入物600、600a，或者从耳蜗植入物600、600a接收电功率。然而，本公开的实施方案并不限于与耳蜗植入物一起使用。在其他实施方案中，入耳式传声器400、400a可被配置成将电功率传送和/或发送到任何可想到的植入式听力设备，或者从所述任何可想到的植入式听力设备接收电功率，所述任何可想到的植入式听力设备包括但不限于助听器或骨传导植入物。例如，本文所述的入耳式传声器可被配置成将感应的电信号传输到鼓膜换能器。
本公开的实施方案提供了可用作声学换能器、声学传感器和传声器的声学设备，包括用于耳蜗植入物的入耳式传声器。例如，本公开的被配置为用于耳蜗植入物的入耳式传声器的实施方案可通过在小的(例如10mm)空间中在一个步骤中在无时间延迟且无功率输入的情况下机械地过滤声音来有利地改善现有的耳蜗植入技术。入耳式传声器的实施方案可将声音拓扑地映射到现有耳蜗植入物的电极信道，从而在多个信道(超过10个信道)上提供离散的频率选择。本文所述的入耳式传声器可舒适地坐设在耳道内，以提供24/7听力。本公开的实施方案可利用耳廓的自然轮廓来通过大脑进行引导、放大和噪声消除。由于不存在时间延迟，所以实施方案可被双向植入，这意味着大脑可使用两只耳朵。由于高电平信号输出，所以还可过滤掉不期望的人体噪声。入耳式传声器的实施方案可代替现有耳蜗植入系统的外部部件，并且提供使用者期望的不显眼要素，从而消除耳蜗植入物的可见缺陷以及当前技术的生活方式限制。可容易地移除实施方案以进行使用者自我维护，并且需要较少的植入部件，这带来了手术时间的缩短。
本领域技术人员将了解，在不脱离本公开的广泛一般范围的情况下，可对上述实施方案做出多种变化和/或修改。因此，本实施方案在所有方面都应被认为是说明性的而不是限制性的。

Claims (42)

1.一种声学设备，所述声学设备包括：
设备主体，所述设备主体包括：
声学膜，所述声学膜具有第一表面和与所述第一表面相对的第二表面；以及
至少一个声学空腔，所述至少一个声学空腔邻近所述声学膜的所述第一表面形成；
多个压电梁谐振器，所述多个压电梁谐振器支撑在所述声学膜的所述第一表面上方并且通过所述至少一个声学空腔与所述第一表面分开，所述多个压电梁谐振器中的每一个具有至少一个不同的固有频率；
其中所述多个压电梁谐振器中的每一个被配置成响应于入射在所述声学设备处的声压波而振荡。
2.如权利要求1所述的声学设备，其中所述声学膜被配置成响应于入射在所述声学膜的所述第二表面上的声压波而振荡，并且
其中所述声学膜的振荡致使所述多个压电梁谐振器振荡。
3.如权利要求1或2所述的声学设备，其中所述压电梁谐振器中的每一个在梁长度、梁宽度、梁厚度、梁组合和梁顺应性中的一者或多者方面有所不同。
4.如权利要求3所述的声学设备，其中所述多个压电梁谐振器是平坦的，并且被配置成彼此平行并且平行于所述声学膜的所述第一表面。
5.如前述权利要求中任一项所述的声学设备，其中所述至少一个空腔包括用于所述多个压电梁谐振器中的每一个的相应空腔。
6.如权利要求1至4中任一项所述的声学设备，其中所述至少一个空腔包括用于所有所述多个压电梁谐振器的单个空腔。
7.如前述权利要求中任一项所述的声学设备，其中所述多个压电梁谐振器包括具有连续减小的梁长度的四个或更多个压电梁谐振器。
8.如前述权利要求中任一项所述的声学设备，其中所述声学膜的形状是圆形或椭圆形的。
9.如前述权利要求中任一项所述的声学设备，其中所述压电梁谐振器是双夹紧压电梁谐振器。
10.如权利要求1至8中任一项所述的声学设备，其中所述压电梁谐振器是悬臂梁谐振器。
11.如前述权利要求中任一项所述的声学设备，所述声学设备还包括多个电极，所述多个电极在所述设备主体上并且电耦合到所述多个压电梁谐振器。
12.如权利要求10所述的声学设备，其中所述电极通过增材制造或通过印刷电路板(PCB)处理与所述压电梁谐振器、所述空腔和所述隔膜一起形成。
13.如权利要求11至12中任一项所述的声学设备，其中所述电极由导电的纳米结构-聚合物复合材料形成。
14.如前述权利要求中任一项所述的声学设备，其中所述压电梁谐振器由压电纳米粒子-聚合物复合材料形成。
15.如权利要求1至10中任一项所述的声学设备，其中每一压电梁谐振器包括压电层，并且其中每一压电层沿着其相应梁式谐振器的长度的邻近所述至少一个声学空腔的一部分延伸。
16.如权利要求15所述的声学设备，其中每一相应压电层沿着其相应梁式谐振器的所述长度的邻近所述至少一个声学空腔的10％到20％的长度延伸。
17.如前述权利要求中任一项所述的声学设备，其中所述声学膜由聚合物材料形成。
18.一种入耳式传声器，所述入耳式传声器包括：
根据权利要求1至17中任一项所述的第一声学设备。
19.如权利要求18所述的入耳式传声器，所述入耳式传声器还包括：
根据权利要求1至17中任一项所述的第二声学设备，其中所述第一声学设备和所述第二声学设备的多个压电梁谐振器中的每一个具有至少一个不同的固有频率。
20.如权利要求19中任一项所述的入耳式传声器，其中所述第一声学设备和所述第二声学设备被配置成分别在低频带和高频带上转换声学声压波。
21.如权利要求18至20中任一项所述的入耳式传声器，所述入耳式传声器具有椭圆形横截面。
22.如权利要求18至21中任一项所述的入耳式传声器，所述入耳式传声器还包括：
具有第一端、第二端的耳塞外壳，所述耳塞外壳用于通过所述第一端插入到人类耳道中。
23.如权利要求22所述的入耳式传声器，
其中所述第一声学设备位于所述耳塞外壳内，使得所述第一声学设备的第一表面面向在所述耳塞外壳的所述第一端与所述第二端之间延伸的轴线，所述入耳式传声器还包括：
在所述耳塞外壳内邻近所述第一声学设备的所述第一表面的后部空腔，以及
在所述耳塞外壳内邻近所述第一声学设备的第二表面的第一前部空腔。
24.如权利要求23所述的入耳式传声器，当从属于权利要求19时，其中所述第二声学设备位于所述耳塞外壳内，使得所述第二声学设备的第一表面面向在所述耳塞外壳的所述第一端与所述第二端之间延伸的所述轴线并且邻近所述后部空腔，所述入耳式传感器还包括在所述耳塞外壳内邻近所述第二声学设备的第二表面的第二前部空腔。
25.如权利要求24所述的入耳式传声器，所述入耳式传声器还包括：第一声学端口，所述第一声学端口形成在所述入耳式传声器的所述第二端中并且与所述第一前部空腔连通；以及第二声学端口，所述第二声学端口形成在所述入耳式传声器的所述第二端中并且与所述第二前部空腔连通。
26.如权利要求22所述的入耳式传声器，所述入耳式传声器还包括：
在所述耳塞外壳内邻近所述第一声学设备的所述第一表面的第一前部空腔；以及
第一声学端口，所述第一声学端口形成在所述入耳式传声器的所述第二端中并且与所述第一前部空腔连通。
27.如权利要求26所述的入耳式传声器，所述入耳式传声器还包括：
后声学端口，所述后声学端口朝向所述入耳式传声器的所述第一端形成并且与所述第一前部空腔连通。
28.如权利要求26或27所述的入耳式传声器，所述入耳式传声器还包括：
在所述耳塞外壳内邻近所述第二声学设备的所述第一表面的第二前部空腔；以及
第二声学端口，所述第二声学端口形成在所述入耳式传声器的所述第二端中并且与所述第二前部空腔连通，
其中所述第一声学设备和所述第二声学设备的所述第二表面面向在所述耳塞外壳的所述第一端与所述第二端之间延伸的轴线。
29.如权利要求28所述的入耳式传声器，当从属于权利要求27时，其中所述后声学端口与所述第二前部空腔连通。
30.如权利要求22至29中任一项所述的入耳式传声器，其中所述耳塞外壳的至少一部分填充有声学传输介质。
31.如权利要求30所述的入耳式传声器，其中所述声学传输介质包括空气、水或脂质中的一者或多者。
32.如权利要求19至31中任一项所述的入耳式传声器，当从属于权利要求19时，其中所述第一声学设备和所述第二声学设备中的每一个的所述第一表面基本上彼此相对地定位，或者其中所述第一声学设备和所述第二声学设备中的每一个的所述第二表面基本上彼此相对地定位。
33.如权利要求18至32中任一项所述的入耳式传声器，所述入耳式传声器还包括感测电子器件，所述感测电子器件位于所述耳塞外壳内并且电耦合到所述多个压电梁谐振器，所述感测电子器件被配置成处理来自所述多个压电梁谐振器中的每一个的电信号。
34.如权利要求33所述的入耳式传声器，其中所述感测电子器件包括一个或多个可变增益放大器和/或运算放大器。
35.如权利要求34所述的入耳式传声器，所述入耳式传声器还包括发射器，所述发射器被配置成有线地或无线地传输由所述感测电子器件生成的一个或多个处理后的信号。
36.如权利要求35所述的入耳式传声器，其中所述发射器是无线发射器，所述无线发射器包括感应线圈，所述感应线圈位于所述耳塞外壳内所述第一端处。
37.如权利要求35或36所述的入耳式传声器，其中所述发射器被配置成将所述一个或多个处理后的信号传输到植入式听力设备。
38.如权利要求18至37中任一项所述的入耳式传声器，所述入耳式传声器还包括电源。
39.如权利要求18至38中任一项所述的入耳式传声器，其中所述耳塞外壳通过增材制造与所述第一声学设备一起形成。
40.如权利要求18至39中任一项所述的入耳式传声器，其中所述耳塞外壳由生物相容的聚合物材料形成。
41.一种植入式听力设备，所述植入式听力设备包括如权利要求1至17中任一项所述的声学设备或如权利要求18至40中任一项所述的入耳式传声器。
42.本文公开的或在本申请的说明书中指出的步骤、特征、整数、组合物和/或化合物单独或共同地表示，以及所述步骤或特征中的两个或更多个的任何和所有组合。
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