CN1643981A - 助听器 - Google Patents

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埃里克·阿贝尔
王志钢
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Abstract

本发明涉及一种包括听力植入体的助听器系统和向听力植入体供电的方法，该系统包括外耳道模块和植入体，其中通过从例如耳道模块穿过耳鼓向植入体提供光信号，来向耳植入体发信号和供电。

Description

助听器
技术领域
本发明涉及一种包括听力植入体(hearing implant)的助听器系统和向听力植入体供电的方法。
背景技术
感觉神经性耳聋是目前为止最普遍类型的听力损失。耳聋影响着英国的9百万人，其大约95％有感觉神经性耳聋(源失效耳聋，英国)。原因包括先天的、细菌的、高强度噪声，以及尤其是老化过程，受影响的人中的30％超过了60岁。听力损伤是影响老化群体的第三最普遍的慢性问题-并且是得到最少诊断的一种。由于暴露于喧吵的噪声下，在一部分较年轻的年龄群体中听力损伤的发病率也呈现上升的趋势。
当前，没有修复耳蜗或到大脑的神经路径的有效手段。对于大多数病人，通过用助听器对声音进行足够的放大，能够适当地恢复听力。助听器有许多问题：声反馈(因为扩音器非常靠近扬声器)，不足的声音质量，以及由于耳道的阻塞造成的不舒适。从社会的观点看，它们也是不希望的，因为戴助听器的外观会使用户感到他们看上去有障碍。替换方案是可植入器件。
中耳植入体通过振动听骨链提供机械放大。它们用于患有中度到严重的感觉神经性听力损失、且仍然具有残余听力的病人。它们能够潜在地使患有听力损失的所有人中的约50％受益。作为替换方案的耳蜗植入体提供内耳神经的电模拟，但是只适于深度耳聋，因为在耳蜗植入体的植入期间所有的残余听力都被破坏了。它们不适于有替换解决方案的情况。
然而，中耳或内耳需要电源。一些植入体使用一体化的电池，该一体化的电池虽然能够维持几年，但是仍需要更换。这样需要再一次对病人做手术，这是不希望的。其它植入体用线穿过头骨，其余的使用射频或电感耦合方法。然而，射频调制的传输使用复杂的电路，不方便且成本高，并且植入的接收器模块自身对电力的需求大。还必须在每个国家的射频规范下进行核准。电感耦合传输方法使用两个线圈或一个线圈以及位于邻近的分开的磁铁。然而，其问题是：高功耗，信号变化，以及背景噪声。而且，与某些部件的磁共振成像(MRI)兼容性也是一个问题。
发明内容
本发明的目的是消除和/或减少上述缺点和/或问题的至少之一。
概括地说，本发明基于利用光信号向中耳或内耳供电。
在第一方面，本发明提供一种包括外耳道模块和植入体的助听器系统；
外耳道模块包括扩音器(microphone)，光源，电源，以及必需的电子电路；
植入体包括有源耦合到听力激励器的光接收器；以及
其中，在使用中，外耳道模块的扩音器检测到的声音被光源转换为调制的光信号，并被光源发出，发出的调制光信号被植入体的光接收器检测到，并被转换为用于驱动听力激励器的电信号。
应该理解，植入体位于中耳或内耳内，即耳鼓的主体侧。
本发明的有利之处在于，光信号不仅足以提供声音信息，而且还足以向耳植入体供电。这样，耳植入体不需要其自己的内部电源。备选的或额外的又一光源可以用于对耳植入体内的电池充电，以便向植入体提供额外的电力。
从而，在又一方面，本发明提供一种向耳植入体供电和/或发信号的方法，包括：穿过病人耳鼓发射光源，以致所述光源被耳植入体接收，其中所述光源能够向耳植入体供电和/或发信号。
外耳道模块的组成部件典型地被装在单个外壳内，该外壳的形状与外耳道的内部配合。扩音器位于外壳内，以便在使用中能够容易地检测声音。从而，扩音器一般被布置成朝向耳朵的外面，以便接收声音。扩音器收到的声音被本领域技术人员公知的适当装置转换成电信号，该电信号又被合适的调制装置转换成调制的信号。该调制信号然后作为调制的光信号从光源输出。
光源可以是例如发光二极管(LED)，并且光信号自身可以是可见光或优选地为近红外(NIR)光或红外(IR)能量。研究显示IR光能够在直到30kHz的频率下穿透超过15mm厚的组织。模块输出的光要被中耳植入体接收。从而，在使用把光源布置成在光接收器的方向上发出光。因此，光源向耳鼓发射光，并穿过耳鼓，以便被光接收器接收。
本领域技术人员很了解模块和电源所需的电路，典型地，需要电池(可再充电的或其它类型)向模块的部件供电。
虽然模块一般被设计成与外耳道的内部舒适地配合，以便不容易掉下，但是就方便性而言模块不应该完全阻塞耳道。这样，可以在模块中提供通道、阀等，以便提供穿过模块的通道，由此防止耳道的阻塞。应该理解，这种通道阀等可以与模块的外壳关联，例如，通道可以被切入模块的外表面。
植入体可以是集成的光接收器/激励器单元，例如微机电系统(MEMS)集成的光接收器/激励器。光接收器/激励器可以是单一单元，或者光接收器和激励器可以是分开的并且通过接线电连接。光接收器可以是光敏二极管、光伏打电池或其它类型的光接收器，光接收器可以位于中耳内的任何地方，只要它能够接收从耳道模块的光源产生的光。可以用生物相容的涂层覆盖它，包括对光接收器的覆盖。
为了使病人不遭受或最小限度地遭受残余听力损失，植入体可以位于听骨链上，而不是使其连接到一远端固定位置，以致唯一的附加机械阻抗是由激励器自身的小质量引起的。使激励器位于听骨链上也有助于消除任何手术后的植入体性能改变，植入体的性能改变是由膨胀组织的愈合期间激励器-听小骨连接的变紧或变松造成的，以及由手术期间的躺下与后来的站起来之间的重力作用变化而产生的小位移造成的。
激励器可以位于例如砧骨长突(incus long process)、砧镫点(其可以被临时断离而不损伤，以便装配环形激励器)或镫骨上。激励器的实际设计可以由本领域技术人员根据选择的位置来确定，重要的目标是要减小声反馈。替换的位置可以是在内耳例如隆突(promontory)中，在此处可以通过开窗术或利用外部锚定支撑进行直接耦合，开窗术是一项用于在内耳中开窗以便直接地接触内耳液体的外科技术。
可以通过如粘结、接合等方法或例如螺钉或倒刺等机械装置，使激励器固定在适当的位置。激励器可以与听骨链胶结(osseointegrate)在一起。
激励可以是机械驱动的，或者是电的。在中耳中，激励一般是听骨链或尤其是其单个骨头的机械振动。如果激励器位于内耳中，可以通过例如内耳中的外淋巴液的直接或间接振动机械地执行激励，或者通过使其电连接到与例如耳蜗相连的电极或电极阵列，来执行激励。
为了驱动机械操作的激励器，光被光接收器接收，又被转换成电输出，该电输出驱动激励器，导致了振动。典型地，激励器可以是由压电陶瓷材料如锆钛酸铅(PZT)或锆钛酸铅镧(PLZT)制成的薄圆盘。这是可取的，因为材料是磁共振成像(MRI)相容的，并且是高效的换能器。另外，在期望的结构中可以另外提供不止一个圆盘，并且/或者圆盘可以超过一层厚。也可以利用例如压电陶瓷圆盘连同例如不锈钢、钛或铝的柔性膜片一起产生振动。
此外，柔性膜片的使用允许液压放大以增大柔性膜片的位移。例如，可以利用连接到直径较大的圆盘激励器的简单充液管获得柔性膜片的位移的增大，其中该直径较大的圆盘激励器位于管子的与柔性膜片相对的一端，并且可以接触例如外淋巴。这种管结构允许激励器模块位于中耳穴中，中耳穴提供了更大的调节和支撑空间。
作为一个例子，现在在砧骨驱动的中耳植入体中使用的PZT圆盘激励器工作在1V和100uA下。可以从光检测器产生该电力需求，而不需要进一步的电放大。无源RC滤波可以用于解调。在需要更高的电压或电流驱动激励器的情况下，除了驱动激励器之外几乎不消耗额外功率的简单运算放大器就足够了。额外的电力可以来自光信号中的另一个调制源或直流频率。
附图说明
将参照以下的附图更详细地说明本发明的实施例，其中：
图1显示了根据本发明的耳道模块和耳植入体的可能位置；以及
图2是确定本发明的耳道模块和耳植入体的部件的框图。
具体实施方式
图1示意性地显示了外耳道模块1和耳植入体20的相对位置。可以看到，耳模块1位于耳道3中。耳模块1具有通道5，该通道5穿过模块1以便防止耳道3的阻塞。以虚线7表示的调制的红外(IR)光信号由发光二极管(LED)9发出并穿过耳鼓11，以便被植入体20检测到。在该实施例中，植入体20位于砧镫点上，以便振动镫骨，虽然植入体可以位于其它地方，例如隆突中。
图2更详细地显示了本发明的耳模块1和植入体20的组成部件。耳模块1包括扩音器1和相关的电子电路13，电子电路13用于把声音转换成电信号，该电信号又被LED 9转换成调制的光信号7(如虚箭头所示)，并被LED 9发出。耳模块的电力由电池15提供。调制的光信号7穿过耳鼓11，并被植入体20的光电二极管22检测到。光电二极管22把光信号7转换成用于驱动/振动由锆钛酸铅(PZT)压电陶瓷材料制成的圆盘激励器24的电信号。
该听力系统的有利特征在于外科的简单性，安全性和长久的耐用性(不需要替换植入的电池)，信号处理(外部模块)算法的容易更新，残余听力水平的最小限度退化或不退化(破坏)，最小限度的或没有声反馈和耳道阻塞，这些都是常规的助听器的固有问题，还有低成本和对于外科医生和病人两者的可接受性。
为了说明本发明的效果，发明者已测试了本发明的两个部件即听骨上安装的压电激励器和红外遥测系统的可行性。
我们测试了该项目中两个关键创新点，即听骨上安装的压电激励器和红外遥测系统的可行性。
(a)听骨上安装的压电激励器。听骨上安装的激励器用于声桥植入体[1]中，但是它具有带活动块部件的电磁激励器，因此振动机制不可直接与目前建议的设计相比。用于初步研究的压电激励器是在TICA听力植入体[2]中使用的类型的、8mm直径的单层圆盘弯片式压电换能器(bender)。TICA激励器的输出振动级已得到很好的证明，并且已在临床上显示出满足听力植入体的要求[2]。这使其适于验证听骨上安装的概念。可以在商业上获得激励器(美国压电公司，America Piezo Company)。其总的厚度为0.22mm，且其质量小于150mg。
图3显示了测试结构的示意图，该测试结构被设计成具有比实际的听骨链的要求更高的负荷。铜线用于模拟听骨链。铜线的一端被粘结到软塑料套筒(聚烯烃，12.7mm口径，0.3mm厚，0.36g重)的17mm长段上，给出了耳鼓的粗略表示。铜线重60mg，大约比听骨链重10％[3]。管的另一侧被粘结到固体支架上。铜线穿过激励器的中心，并且紧配合以便被固定在适当的位置。突出的线重约8mg，是镫骨重量的两倍。为绕其外围被贴到固体支架上的无负载激励器获得参考数据。用激光振动计测量振动。图4显示了测量的位移。
据报道，TICA在2.83V峰到峰处产生22nm位移[2]，该值被发现等效于1kHz下的约100dB声压级(SPL)和更高频率下的超过130dBSPL[2]。本发明的听骨上安装的激励器给出了在1V激励下4kHz以下的47nm的近乎平坦响应(比TICA高得多)，以及7-10kHz的相似共振频率。
(b)红外光透射。通过比耳鼓更不透光、且厚度至少为耳鼓的两倍的鸡皮，测试光透射。另外，根据LED源的可能尺寸以及光路的行程，使模拟尽可能地逼真。光电二极管检测到的能量用于驱动圆盘弯片式压电换能器激励器，并且可以产生等效于100dB SPL的振动位移级，该振动位移级足以用于使用2.1mW光功率的植入体。可以设想定制的激励器执行得更好。使用的红外能量级小于根据“英国标准EN 60825-1：1994激光产品安全性”的、能够造成损害的能量级的1％。这验证了横过耳鼓遥测概念的能力。
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Claims (19)

1.一种助听器系统，包括外耳道模块(1)和植入体(20)；
外耳道模块(1)包括扩音器(11)，光源(9)，电源(15)，以及必需的电路；
植入体(20)包括有源地耦合到听力激励器(24)的光接收器(22)；以及
其中，在使用中，外耳道模块(1)的扩音器(11)检测到的声音被光源(9)转换为调制光信号(7)，并被光源(9)发出，调制光信号被植入体的光接收器(22)检测到，并被转换为用于驱动听力激励器(24)的电信号。
2.根据权利要求1所述的助听器系统，其中调制光信号(7)提供声音信息，并且可选地为耳植入体(20)提供电力。
3.根据权利要求1或2所述的助听器系统，其中提供又一个光源，以便对耳植入体(20)内的电池充电，该电池用于向植入体(20)提供额外的电力。
4.根据前面任一权利要求所述的助听器系统，其中外耳道模块(1)的组成部件被装在单一外壳内，该外壳的形状与外耳道的内部配合。
5.根据前面任一权利要求所述的助听器系统，其中光源(9)是发光二极管(LED)。
6.根据前面任一权利要求所述的助听器系统，其中光信号(7)是近红外(NIR)光或红外(IR)能量。
7.根据前面任一权利要求所述的助听器系统，其中在模块(1)中提供通道、阀等，以便提供穿过模块(1)的通道，由此防止耳道的阻塞。
8.根据前面任一权利要求所述的助听器系统，其中植入体(20)是集成的光接收器/激励器单元。
9.根据权利要求8所述的助听器系统，其中集成的光接收器激励器单元是微机电系统(MEMS)集成的光接收器/激励器。
10.根据前面任一权利要求所述的助听器系统，其中光接收器是光敏二极管或光伏打电池。
11.根据前面任一权利要求所述的助听器系统，其中激励器(24)在使用中被布置成接触听骨链。
12.根据权利要求11所述的助听器系统，其中激励器(24)位于砧骨长突、砧镫点或镫骨上。
13.根据权利要求11所述的助听器系统，其中激励器(24)在使用中被布置成位于中耳中。
14.根据权利要求11至13任何之一所述的助听器系统，其中通过粘结、接合或通过机械装置使激励器固定在适当的位置。
15.根据前面任一权利要求所述的助听器系统，其中通过机械地或通过电装置执行中耳或内耳复合物的激励。
16.根据权利要求15所述的助听器系统，其中通过机械装置执行激励，以及激励器是由压电陶瓷材料制成的薄圆盘或圆盘样式的形式。
17.根据权利要求16所述的助听器系统，其中压电陶瓷材料是锆钛酸铅(PZT)或PLZT。
18.根据权利要求15所述的助听器系统，其中通过机械装置执行激励，以及其中激励器包括柔性膜片。
19.一种向耳植入体供电和发信号的方法，包括穿过病人耳鼓发射光源，以致所述光源被耳植入体接收，其中所述光源能够向耳植入体供电和/或发信号。
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