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1、(10)申请公布号 CN 102893631 A (43)申请公布日 2013.01.23 C N 1 0 2 8 9 3 6 3 1 A *CN102893631A* (21)申请号 201180019157.3 (22)申请日 2011.04.14 61/324,574 2010.04.15 US H04R 9/02(2006.01) H04R 25/00(2006.01) (71)申请人 MED-EL电气医疗器械有限公司 地址奥地利因斯布鲁克 (72)发明人杰弗里R鲍尔 (74)专利代理机构中原信达知识产权代理有限 责任公司 11219 代理人夏东栋 陆锦华 (54) 发明名称 用于镫骨。
2、肌监控的换能器 (57) 摘要 电磁换能器组件包括第一部件。该第一部件 包括至少一个磁体，并且可选择地包括第一附接 机构，用于将第一部件附接到振动结构。线圈组件 包括第二附接机构，用于可移除地将线圈组件附 接到第一部件。线圈组件进一步包括至少一个线 圈，该至少一个线圈产生表示该至少一个磁体的 振动的信号。输出端口提供该信号。 (30)优先权数据 (85)PCT申请进入国家阶段日 2012.10.15 (86)PCT申请的申请数据 PCT/US2011/032453 2011.04.14 (87)PCT申请的公布数据 WO2011/130490 EN 2011.10.20 (51)Int.Cl.。
3、 权利要求书2页 说明书10页 附图12页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书 2 页 说明书 10 页 附图 12 页 1/2页 2 1.一种电磁换能器组件，包括： 第一部件，其包括至少一个磁体；以及 线圈组件，其包括： 第二附接机构，用于可移除地将所述线圈组件附接到所述第一部件； 至少一个线圈，用于产生代表所述至少一个磁体的振动的信号；以及 输出端口，用于提供所述信号。 2.根据权利要求1所述的换能器组件，其中，所述第一部件进一步包括第一附接机构， 用于将所述第一部件附接到振动结构。 3.根据权利要求2所述的换能器组件，其中，所述第一附接机构用于附接到与。
4、病人的 耳朵相关联的结构。 4.根据权利要求3所述的换能器组件，其中，所述第一附接机构用于附接到病人的镫 骨肌。 5.根据权利要求2所述的换能器组件，其中，所述第一附接机构包括束线带。 6.根据权利要求1所述的换能器组件，其中，所述至少一个磁体包括以反平行配置布 置的多个磁体。 7.根据权利要求1所述的换能器组件，其中，每一个磁体能够在壳体内的任何方向上 转动，其中，每一个磁体的平移运动基本上限于沿着单个轴线的移动，并且其中，所述壳体 的振动引起所述至少一个磁体的振动。 8.根据权利要求7所述的换能器组件，其中，所述至少一个磁体是基本上球形的。 9.根据权利要求1所述的换能器组件，其中，所述第。
5、二附接机构包括： 与所述第一部件相关联的凸形壳体；以及 与所述线圈组件相关联的凹形壳体，使得所述凸形壳体被插入所述凹形壳体内，以可 操作地将所述第一部件连接到所述线圈组件。 10.根据权利要求1所述的换能器组件，其中，所述线圈组件进一步包括至少一个弹 簧，用于阻尼所述至少一个磁体的振动。 11.一种用于测量结构的振动的方法，所述方法包括： 将第一部件附接到所述结构，所述第一部件包括至少一个磁体； 将线圈组件附接到所述第一部件，所述线圈组件用于产生代表所述至少一个磁体的振 动的信号； 将所述信号提供到所述线圈组件的输出端口；并且 从所述第一部件移除所述线圈组件，留下附接到所述结构的所述第一部件。。
6、 12.根据权利要求11所述的方法，其中，所述结构与病人的耳朵相关联。 13.根据权利要求12所述的方法，其中，所述结构是病人的镫骨肌，所述方法包括测量 病人的镫骨肌反射。 14.根据权利要求11所述的方法，其中，所述至少一个磁体包括以反平行配置布置的 多个磁体。 15.根据权利要求11所述的方法，其中，每一个磁体能够在所述壳体内的任何方向上 转动，其中，每一个磁体的平移运动基本上限于沿着单个轴线的移动，并且其中，所述壳体 的振动引起所述至少一个磁体的振动。 权 利 要 求 书CN 102893631 A 2/2页 3 16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述至少一个磁体是基本上球形的。 。
7、17.根据权利要求11所述的方法，其中，凸形壳体与所述第一部件相关联，并且凹形壳 体与所述线圈组件相关联，使得将线圈组件附接到所述第一部件包括向所述凹形壳体内插 入所述凸形壳体。 18.根据权利要求11所述的方法，进一步包括阻尼所述至少一个磁体的振动。 19.根据权利要求11所述的方法，进一步包括： 至少部分地基于所述信号来编程听觉植入体。 权 利 要 求 书CN 102893631 A 1/10页 4 用于镫骨肌监控的换能器 0001 相关申请的交叉引用 0002 本申请要求来自下文的优先权：在2010年4月15日提交的美国临时专利 申请No.61/324,574，标题为“用于镫骨肌监控的换。
8、能器（Transducer for Stapedius Monitoring）”，该文由此通过引用被整体包含在此。 0003 本申请涉及在2009年1月5日提交的、标题为“用于减少磁场对于植入式 电磁换能器的影响的系统和方法（System and Method for Reducing the Effect of Magnetic Fields on an Implanted Electro-Magnetic Transducer）”的美国专利申 请No.12/348,570，该美国专利申请No.12/348,570要求在2008年1月7日提交的美 国临时专利申请No.61/019,352的优。
9、先权。美国专利申请No.12/348,570也是在2007 年2月5日提交的、标题为“用于减少磁场对于植入式电磁换能器的影响的系统和方法 （System and Method for Reducing the Effect of Magnetic Fields on an Implanted Electro-Magnetic Transducer）”的美国专利申请No.11/671,132的部分继续申请，该美 国专利申请No.11/671,132继而是在2004年6月25日提交的、标题为“用于减少磁场对于 磁性换能器的影响的系统和方法（System and Method for Reducin。
10、g Effect of Magnetic Fields on a Magnetic Transducer）”的美国专利申请No.10/877,510的分案申请，该美 国专利申请No.10/877,510继而要求在2003年6月26日提交的、标题为“减少磁场对于磁 性换能器的影响（Reducing Effect of Magnetic Fields on a Magnetic Transducer”的 美国临时专利申请No.60/482,687的优先权。美国专利申请No.10/877,510也是在2003 年4月1日提交的、标题为“减少磁场和电磁场对于植入件的磁体和/或电子器件的影响 （Redu。
11、cing Effects of Magnetic and Electromagnetic Fields on an Implants Magnet And/Or Electronics）”的美国专利申请No.10/405,093的部分继续申请，该美国专利申请 No.10/405,093要求在2002年4月1日提交的美国临时专利申请No.60/369,208和在2002 年6月10日提交的美国临时专利申请No.60/387,455的优先权。上述申请的每一个由此 通过引用被包含在此。 技术领域 0004 本发明涉及换能器和外部磁场，并且更具体地涉及可以例如用于监控镫骨肌的换 能器。各个实施例进一步。
12、减少了外部磁场对于换能器的影响。 背景技术 0005 植入体经常包括可以用作致动器、传感器和/或开关的各种电磁换能器。使用 电磁致动器的植入体的一个示例是中耳植入体，其机械地驱动听骨链。包括漂浮质量换 能器的这样的中耳植入体被Geoffrey Ball 等人开发，并且在图1中被示出（参见美国专 利No.5,913,815、5,897,486、5,624,376、5,554,096、5,456,654、5,800,336、5,857,958和 6,475,134，其中的每一个通过引用被包含在此）。 0006 如图1中所示，浮动质量换能器100包括壳体101和耦合到壳体101的至少一个 说 明 书。
13、CN 102893631 A 2/10页 5 线圈102和103。在壳体101内布置的磁体104被偏置元件106偏置。偏置元件106用于 限定谐振频率，并且也减小在磁体104和壳体101的内表面之间的可能引起失真的摩擦。通 过至少一个线圈102和103的电信号使得磁体104沿着轴线105相对于壳体101振动。磁 体104的振动引起壳体101的惯性振动，该惯性振动因此在内耳中产生振动。 0007 植入体也可以包括电磁传感器。可以在麦克风中使用电磁传感器但不局限于此， 该麦克风例如是用于将在中耳中的听小骨的机械振动转换为电信号的麦克风。 0008 电磁传感器的另一个应用可以是检测镫骨肌反射。该镫骨。
14、肌反射是通常当超过最 大舒适的响度时引起的在中耳中的反射。更具体地，鼓膜肌和所谓的镫骨肌位于中耳中。鼓 膜肌链接到锤骨，镫骨肌经由肌腱连接到镫骨。在会损害内耳的过高的声压的情况下，两个 肌肉反射性地收缩，使得耳鼓与内耳的机械耦合（并且因此，力传输）减小。以这种方式，可 以保护内耳以免过高的升压。作为高声压的结果触发的镫骨肌的该紧张也被称为镫骨肌反 射。可以通过镫骨肌反射的诊断获得关于耳部的功能能力的医疗相关的信息。而且，镫骨 肌反射的测量可用于设置和/或校准所谓的耳蜗植入体，因为可以从测量的镫骨肌反射推 断由病人感知的声能。 0009 取代电磁传感器，用于检测镫骨肌反射的其他方法通常要求复杂的。
15、外科技术和用 于记录肌电诱发响应的特殊电极，诸如由Lenarz等人具有专利的钩形电极（例如，参见美 国专利6,208,882），或者不方便，诸如由外部鼓室计进行的镫骨肌反射检测。图2（现有技 术）描述了电磁传感器，其在原理上可以被用作镫骨肌反射传感器。 0010 当电磁传感器用于检测镫骨肌反射时，可能产生各种问题。一个问题是：经常在几 个星期或更长的延长的周期内执行测量镫骨肌反射以校准耳蜗植入体。因此，传感器和相 关联的布线要求相对于镫骨肌的重复安装和移除。 0011 另外，对于必须经历磁共振成像（MRI）检查的这样的耳部（耳蜗或中耳）假体的 佩带者，在植入的电磁换能器和所施加的外部MRI磁场。
16、之间的相互作用可以以较高的场强 （即，大于大约1特斯拉）产生三种可能有害的效果： 0012 1.植入的磁体经历扭矩（T=mxB），该扭矩可能将电磁换能器扭出其位置，由此伤 害植入体佩带者和/或破坏机械固定，如图3中所示（现有技术）。 0013 2.因为外部磁场，植入的磁体变得部分被去磁，并且这可能导致在暴露到MRI磁 场后损害或至少导致降低电磁换能器的功率效率。 0014 3.由MR单元发射的磁RF脉冲（在MRI中的磁场B 1 ）可以在电磁换能器的（一个或 多个）线圈中感生出电压，并且这可能破坏换能器和/或可能伤害病人。 0015 因为这些风险，所以一般禁止对于具有带电磁换能器的植入体的病人执。
17、行（至少 高磁场）MRI检查。这可能使得无法对病人应用某些重要诊断方法。 发明内容 0016 根据本发明的一个实施例，一种电磁换能器组件包括第一部件。所述第一部件包 括至少一个磁体。线圈组件包括第二附接机构，用于可移除地将所述线圈组件附接到所述 第一部件。所述线圈组件进一步包括至少一个线圈，所述至少一个线圈产生代表所述至少 一个磁体的振动的信号。输出端口提供所述信号。 0017 根据本发明的相关实施例，所述换能器组件可以进一步包括第一附接机构，用于 说 明 书CN 102893631 A 3/10页 6 将所述第一部件附接到振动结构。所述第一附接机构可以用于附接到耳朵的结构，例如病 人的镫骨肌。
18、。所述第一附接机构可以包括束线带。所述第二附接机构可以包括与所述第一 部件相关联的凸形壳体和与所述线圈组件相关联的凹形壳体，使得所述凸形壳体被插入所 述凹形壳体，以可操作地将所述第一部件连接到所述线圈组件。 0018 根据本发明的另外的相关实施例，所述至少一个磁体可以包括以反平行配置布置 的多个磁体。每一个磁体可以能够在所述壳体内的任何方向上转动，其中，每一个磁体的平 移运动基本上限于沿着单个轴线的移动，并且其中，所述壳体的振动引起所述至少一个磁 体的振动。至少一个磁体可以是基本上球形的。所述线圈组件可以进一步包括至少一个弹 簧，用于阻尼所述至少一个磁体的振动。 0019 根据本发明的另一个实。
19、施例，一种用于测量结构的振动的方法包括：可移除地将 第一部件附接到所述结构，所述第一部件包括至少一个磁体。线圈组件附接到所述第一部 件，所述线圈组件用于产生代表所述至少一个磁体的振动的信号。所述信号被提供到所述 线圈组件的输出端口。从所述第一部件移除所述线圈组件，留下附接到所述结构的所述第 一部件。 0020 根据本发明的相关实施例，所述结构可以与诸如病人的镫骨肌的病人的耳朵相关 联。所述至少一个磁体可以包括以反平行配置布置的多个磁体。每一个磁体可以能够在所 述壳体内的任何方向上转动，其中，每一个磁体的平移运动基本上限于沿着单个轴线的移 动，并且其中，所述壳体的振动引起所述至少一个磁体的振动。。
20、所述至少一个磁体可以是基 本上球形的。可以阻尼所述至少一个磁体的振动。 0021 根据本发明的另外的相关实施例，凸形壳体可以与所述第一部件相关联，并且凹 形壳体可以与所述线圈组件相关联，使得向所述第一部件附接所述线圈组件包括将所述凸 形壳体插入到所述凹形壳体内。所述方法可以进一步包括：至少部分地基于所述信号来编 程听觉植入体。 附图说明 0022 通过结合附图参考下面的详细说明，将更容易明白本发明的上述特征，在附图 中： 0023 图1示意地示出了如在中耳植入体中使用的、用作机械激励器的具有差动线圈和 圆柱磁体的电磁换能器，其中，在线圈中的电流导致磁体的移动，该磁体的移动转换为壳体 的移动（现。
21、有技术）； 0024 图2示意地示出了用作机械传感器的具有差动线圈和圆柱磁体的电磁换能器，其 中，壳体的移动转换为磁体的移动，导致在线圈中感生出电压（现有技术）； 0025 图3示意地示出了电磁换能器，其经历作为不与换能器的磁体的磁矩平行的外部 磁场（例如，在MRI扫描器中）的结果导致的扭矩（现有技术）； 0026 图4示意地示出了根据本发明的一个实施例的用作机械激励器的电磁换能器，该 电磁换能器包括两个反平行地安装的圆柱磁体和一个或多个线圈； 0027 图5是图示根据本发明的一个实施例的、由通过在图4中描述的换能器的线圈的 电流（并且，为了作比较，针对仅通过内部线圈的电流）产生的磁场的轴向分。
22、量的图示； 0028 图6A示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的电磁换能器，其 说 明 书CN 102893631 A 4/10页 7 包括一个球形磁体和一个衔铁（keeper）； 0029 图6B示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的电磁换能器，其 包括一个球形磁体和两个衔铁； 0030 图7示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的电磁换能器，该 换能器包括两个球形磁体和一个衔铁； 0031 图8是图示根据本发明的一个实施例的、由通过在图7中描述的换能器的线圈的 电流产生的磁场的轴向分量的图； 0032 图9示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作运。
23、动传感器的图7的实施例； 0033 图10示意地示出根据本发明的一个实施例的、当存在被定向得与球形磁体的磁 矩反平行的（例如，MR扫描器的）强外部磁场时的图7的实施例，该球体旋转180以将它 们的磁场与该外部场对准； 0034 图11示意地示出根据本发明的一个实施例的、当存在被定向得与球形磁体的磁 矩垂直的（例如，MR扫描器的）强外部磁场时的图7的实施例，该球体旋转90以将它们的 磁场与该外部场对准，并且球形磁体彼此排斥； 0035 图12示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的电磁换能器，该 换能器包括球形磁体、衔铁和轴； 0036 图13示意地示出根据本发明的一个实施例的、用作。
24、旋转机械激励器的电磁换能 器； 0037 图14示意地示出根据本发明的一个实施例的、另外包括在闭合位置的开关的图 10的电磁换能器；以及 0038 图15示意地示出根据本发明的一个实施例的、另外包括在打开位置的开关的图 11的电磁换能器。 0039 图16示意地示出根据本发明的一个实施例的、可以被固定到耳朵的镫骨肌的电 磁换能器组件。 0040 图17（a）和17（b）示意地示出根据本发明的一个实施例的电磁换能器的第一部 件。 0041 图18示意地示出根据本发明的实施例的电磁换能器的线圈组件。 0042 图19和20示出根据本发明的一个实施例的线圈组件1801的不同视图。 0043 图21示。
25、出根据本发明的一个实施例的、与线圈组件相关联的引线，其包括凹形和 凸形电极，用于与另外的电路对接/连接。 0044 图22（a）示出根据本发明的一个实施例的、在镫骨肌腱上安装的第一部件。 0045 图22（b）示出根据本发明的一个实施例的、通过向凹形线圈组件内插入凸形第一 部件而附接到图22（a）的第一部件的线圈组件。 具体实施方式 0046 在说明性实施例中，线圈和相关联的布线可移除地附接到换能器，允许当换能器 不使用时从换能器移除线圈和布线。这可以例如当测量镫骨肌反射以校准耳蜗植入体时是 有益的。经常在较长的时间周期上执行该测量。与从镫骨肌重复地安装和移除相反，换能 器的一部分可以当不执行。
26、测试时保持安装在镫骨肌上。在其他实施例中，换能器可以有益 说 明 书CN 102893631 A 5/10页 8 地减少外部磁场的影响，使得例如换能器对于从可能例如在磁共振成像（MRI）期间出现的 磁脉冲产生的电压的感应是安全的。下面描述细节。 0047 图4示出根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的换能器400。如在本说明 书和所附的权利要求中使用，在此使用的术语“换能器”应当表示将一个物理量的能量或信 息转换为另一个物理量的装置。换能器可以用作传感器和/或激励器/驱动器，如本领域 中已知。 0048 换能器400包括壳体101，其在优选实施例中是非铁磁的。该壳体可以被封闭地密 封，以便。
27、防止腐蚀和进或出壳体的材料泄漏。壳体可以由生物可相容材料构成，特别是当为 待植入换能器时。用于壳体的材料可以不受限制地包括不锈钢、钛、铁、铝、铂、尼龙或陶瓷。 0049 至少一个线圈102、103和403与壳体101相关联，并且可以被安装在壳体101外 部或内部。例如，如图4中所示，壳体101可以关联于三个线圈102、103和403，中间的线圈 403沿着与其他两个线圈102和103不同的方向进行缠绕。 0050 在壳体401内沿着轴线105以反平行配置来背靠背地（例如，它们的北极或南极相 邻）安装至少两个磁体405和406，该至少两个磁体405和406可以在它们的磁矩方面基本 上相同并且基本。
28、上是圆柱的，但不局限于此。因为两个磁体405和406具有相反的磁矩，所 以在存在任何定向的外部磁场（例如，在MRI单元中）的情况下向该布置施加的总的扭矩大 体是零。 0051 在各个实施例中，可以使用仅具有一个线圈的简化布置。这样的布置可能低效，因 为在换能器磁体405和406上的力与由（一个或多个）线圈101、102和403产生的磁场的局 部梯度成比例。图5示出根据本发明的一个实施例、由一个和三个线圈产生的磁场的轴向 分量的轴向分布。 0052 注意，在图4中所示的实施例针对不能弱化磁体405和406之一的外部磁场强度 工作良好。在更强的外部磁场处，可能减弱定向得与外部磁场反平行的磁体。这导。
29、致该两 个磁体405和406的剩余净磁化，因此导致向两个磁体405和406施加的扭矩。 0053 在优选实施例中，可以布置线圈102、103和403，使得从磁RF脉冲感生的净电压基 本上是零。例如，在图4中所示的实施例中，可以将线圈102和103的增加的电感选择得与 线圈403的电感基本上相同。结果，从线圈102和103感生的电压基本上等于并且补偿从 线圈403感生的电压。这导致基本上消除当系统被暴露到例如来自MRI单元的均匀的电磁 场时产生的剩余信号。 0054 图6A示意地示出了根据本发明的另一个实施例的、用作机械激励器的换能器 600。换能器600包括壳体101，该壳体101优选地是非铁。
30、磁的，并且可以被封闭地密封并且 是生物可相容的，如在上面的实施例中所述。换能器600进一步包括球形磁体601、软磁性 元件603（在此并且在权利要求中被称为衔铁）和至少一个线圈102和103。 0055 衔铁603包括软磁性材料，其在外部磁场的方向上变得被磁化。衔铁603可以包 括但不局限于固态合金、铁素体或铁磁流体。当被布置得接近包括磁体601的外部部分时， 衔铁603变得被磁化，并且变得被吸引到磁体601，将磁体601保持/保留就位，使得防止磁 体601乱动（rattling）。 0056 球形磁体601基本上限于沿着旋转对称的换能器的轴线105移动，并且另外，在任 何方向上机械地自由转动。
31、。在没有外部磁场的情况下，在衔铁603（其沿着旋转对称的换能 说 明 书CN 102893631 A 6/10页 9 器的轴线105机械地自由移动）和球形磁体601的磁极之间的吸引力使得磁体601的相对 的磁极与旋转对称的换能器的轴线105平行地对准。因此，球形磁体601可以用作在现有 技术的电磁换能器中的标准圆柱磁体。在没有衔铁603的情况下，未限定球形磁体601的 磁矩的定向，并且这将导致在换能器600中的磁体601的未限定的移动。衔铁603被非磁 适配器602保持就位。替代地，如果衔铁1202本身的形状使得将其本身保持以轴线105为 中心，则可以不需要非磁适配器602。在另外的实施例中，。
32、衔铁603可以被替换为将球形磁 体的磁矩保持得与轴线105平行的任何其他系统或原理。 0057 在存在强外部磁场的情况下，衔铁603的磁化在外部磁场的方向上对准，而球形 磁体601转动以将其磁矩矢量与外部磁场对准。因此，电磁换能器600不承受扭矩，并且不 能例如在磁共振成像（MRI）期间在存在任何方向和定向的强外部磁场的情况下被去磁。在 各个实施例中，两个线圈102和103相同，但是在相反的方向上被缠绕，保证从磁RF脉冲感 生的净电压大体是零。 0058 图6B示意地示出了根据本发明的一个实施例的、用作机械激励器的、包括球形磁 体601和两个衔铁620的电磁换能器。仅使用一个球形磁体601，因。
33、为两个软磁性衔铁620 吸引磁体601的磁极，并且因此将磁体601保持与对称轴线105对准。两个软磁性衔铁而 不是在图6A的实施例中所示的仅一个衔铁的使用提高了将球形磁体的磁轴保持得与旋转 对称的换能器的轴线105的轴平行的能力。 0059 在各个实施例中，两个软磁性衔铁620被两个偏置构件615保持。偏置构件615 通常是非磁性的，并且可以但不局限于是有伸缩性的、弹性的和/或柔性的。例如，该两个 偏置构件615可以是固定弹簧，该固定弹簧沿着对称轴线105保持衔铁620，并且（利用其弹 性中间部分）弹性地承受衔铁620的轴向力。因为衔铁620磁吸引球形磁体601，所以固定 弹簧可以将球形磁体6。
34、01保持就位，使得它不直接接触或最小地接触壳体101的内壁。在 各个实施例中，偏置构件615可能不需要将衔铁620保持就位，因为衔铁620的形状可以使 得将它们本身保持以轴线105为中心，或者每一个衔铁可以以类似于图6（a）的方式被保 持就位。在另外的实施例中，衔铁620可以被替换为将球形磁体的磁矩保持得与换能器的 对称轴线105平行的任何其他系统或原理。 0060 流过不同地定向的并且通过导线107电连接的两个线圈102和103的交流电流使 得球形磁体601来回移动（即，它沿着对称轴线振动），将衔铁620交错地向左固定弹簧和向 右固定弹簧推动，这继而引起换能器的振动。与例如具有两个球形磁体的。
35、实施例（例如，参 见图7，如下更详细描述）相比较，图6B的实施例有益地具有短的整体长度。另外，图6B的 实施例有益地具有对称设计。对称设计的优点包括更容易的生产，因为相同的部件在磁体 的两侧上。对称设计也有助于保证在两个方向上的对称振动响应。当在逆模式中操作装置 （即，作为振动传感器）时也是这样。这样的对称实施例有益地也可以导致减少可能在非对 称设计中出现的谐波失真。 0061 根据本发明的另一个实施例，提供了一种换能器700，该换能器700用作机械激励 器，该机械激励器包括壳体101，该壳体101具有至少两个线圈102、103和至少两个球形磁 体704、705，如图7中所示。球形磁体704和。
36、705在任何方向上机械地自由转动，并且沿着 装置的旋转对称轴线105移动。壳体101可以具有圆柱布置，并且是非铁磁的，这与上述的 实施例类似。在图8中描述了由线圈产生的轴向磁场分布801。 说 明 书CN 102893631 A 7/10页 10 0062 具有优选地由（特氟隆）或类似材料构成或被其涂敷的球形帽状物的非磁 适配器702可以被布置在两个吸引的球形磁体704和705之间，以减小点压力，并且当球体 转动时减小在两个球体704和705之间的摩擦。此外，适配器702可以包括减小在磁体704 和705之间的磁阻的材料。 0063 在没有任何强外部磁场的情况下，球形磁体704和705磁吸引在。
37、一起（一个磁体的 北极被另一个磁体的南极吸引），并且形成具有与对称轴线105平行的未限定定向的稳定磁 矩。因为在球体704和705之间的吸引力被设计得比源自由线圈102、103产生的磁场的力 强得多，所以磁体704和705的磁矩的定向可以一般不被在线圈102、103中的电流改变。球 形磁体704和705因此用作在现有技术的电磁换能器中的单个标准（圆柱形状）磁体，其中， 该磁体可以仅沿着其轴线移动，而不能改变其定向。 0064 当存在任何方向和定向的强外部磁场时，球形磁体704和705可以将它们的磁矩 与那个外部场对准。如果外部场被定向得与装置的对称轴线105平行并且面向与球形磁体 704和70。
38、5的磁矩相同的方向，则磁体704和705保持它们的定向。在反平行外部磁场1001 的情况下，两个球体704和705（和它们的磁矩的方向）翻转180，如图10中所示。电磁 换能器的该两个球形磁体704和705用作具有反转的磁极的单个磁体，使得磁体704和705 向相反方向中移动。如果外部磁场1101被定向得与装置的旋转对称轴线105垂直，则球形 磁体704和705当将它们的磁矩与外部场的定向平行时彼此排斥，但是象对于外部磁场的 任何定向那样，不向磁体施加扭矩，并且不会出现磁体704和705的任何（部分）去磁，如图 11中所示。因为两个线圈102、103相同但是在不同的定向上被缠绕，所以从磁RF脉。
39、冲感生 的净电压是零。 0065 在其中磁体704和705两者彼此排斥的情况（即，当存在垂直于装置的轴线105的 强磁场时）可以另外用于开关功能。例如，图14和15分别图示根据本发明的一个实施例的 在图10和11中所示的开关，该开关增加了电连接1401和电弹簧触点1402。在没有任何外 部磁场的情况下或者在存在与装置的对称轴平行的强磁场的情况下，如图14中所示，弹簧 触点1402闭合。在强烈地振动磁体的情况下，该两个电开关可能暂时打开，但是在任何时 间两个触点之一闭合。在存在与装置的对称轴垂直的强磁场的情况下，如图15中所示，弹 簧触点1402两者打开，因为该两个球形磁体被排斥。 0066 而。
40、且，实施例可以包括超过两个的球形磁体。可以向球体或圆柱内嵌入任何形 状（例如，立方体）的磁体。低机械摩擦（例如，）和/或低磁阻的部分可以被置于 每两个磁体之间。这样的部分可以具有最佳地适配在两个球体之间的形状，并且可以有助 于进一步减小向实施例施加的扭矩。在其他实施例中，球形磁体可以被低摩擦的层（例如， ）涂敷，或者可以被浸没在润滑材料中，以最小化摩擦。而且，可以在球形磁体之间 布置滚珠轴承而不是低摩擦滑动元件。 0067 关于上述的用于平移振动的电磁换能器，（一个或多个）磁体的振动可以经由偏置 构件106被传送到壳体。这样的设计被称为“浮动质量换能器”。在各个实施例中，偏置构 件被定位在（一。
41、个或多个）振动磁体和壳体之间，以便防止磁体直接地接触壳体。如上所述， 偏置构件106可以用于限定谐振频率，和/或减小在（一个或多个）磁体和壳体的内表面之 间的摩擦。偏置构件106通常是柔性和弹性的，并且可以但不局限于由有机硅和/或弹簧 类材料构成。 说 明 书CN 102893631 A 10 8/10页 11 0068 在上述实施例中的振动磁体可以驱动轴和/或流体（液压驱动器），而不是振动壳 体，如图12中所示但不局限于此。图12是在图6中所示的实施例的修改，其包括一个球形 磁体601和衔铁1202。 0069 类似于图6A，衔铁1202被连接到轴1203的非磁适配器1201（在图6A中的适。
42、配器 602）保持就位（注意，替代地，如果衔铁1202本身的形状使得将其本身保持以轴线105为中 心，并且如果轴1203连接到衔铁1202，则可以不需要非磁适配器1201）。因为轴1203，所以 偏置构件1204可以被成形为弹性环。流过线圈102和103的电流可以推或拉该轴（1203）。 轴1203可以在一端具有活塞1208。活塞1208可以但不局限于分离在容器（1205）中的流 体室1209和1210，该容器具有流体入口1206和流体出口1207。如果活塞1208被开发为 阀门（例如，允许仅从室1209向室1210通过流体），则磁体的振动可以泵送可以是气体的流 体。替代地，在被活塞分离的两室。
43、1209和1210之间的流体/气体压力上的波动会在线圈 中感生电压，使得换能器用作传感器。 0070 根据本发明的另一个实施例，换能器1300包括具有线圈1305和球形磁体1303的 壳体1310，如图13中所示。球形磁体1303在任何方向中机械地自由旋转。在没有任何外 部磁场的情况下并且当没有流过线圈1305的电流时，由于在壳体1310中固定并且吸引球 体1303的磁极的一个或多个衔铁1306和1307，球形磁体1303自对准（即，具有磁稳定的 定向）。流过线圈1305的交流电流产生磁场，该磁场向球形磁体1303施加扭矩。由于惯性 力矩，球体1303不能足够快地响应（即，旋转），并且在相反方。
44、向上的扭矩也被施加在相对 于壳体1310固定的线圈1305上。因此，通过线圈1305的交流电流引起壳体1310的旋转 振动，其可以取代平移振动电磁换能器而被替代地使用。电磁换能器（称为“旋转质量换能 器”）的这个实施例不承受扭矩，并且在存在任何方向和定向的强外部磁场的情况下不能被 去磁，强外部磁场如在磁共振成像（MRI）环境中出现的那些强外部磁场但不局限于此。 0071 上述电磁换能器可以通过向所述（一个或多个）线圈应用电流而被用作驱动器/激 励器。在各个实施例中，（一个或多个）线圈可以附接到被附接到另外的电路元件的引线，该 另外的电路元件可以包括但不局限于处理器或本领域中已知的其他控制元件。。
45、电磁换能器 可以用于例如改善对象的听力。这可以包括但不局限于将电磁换能器的壳体紧固到在中耳 中的听小骨。 0072 在其他实施例中，上述的电磁换能器可以当在逆模式中运行时被用作传感器。例 如，图9示出用作传感器的图7的实施例。振动（或者在旋转质量换能器的情况下，为旋转） 在（一个或多个线圈）中产生电压的感生。这样的传感器可以用于但不局限于用于耳部植入 体中以检测听小骨的运动，或用作在中耳中的“麦克风”或检测镫骨肌反射。 0073 在本发明的各个实施例中，如上所述包含可以机械地旋转的（球形）磁体的、用于 平移运动的电磁换能器也可以被用作具有可调整的极性的电磁换能器。对于向线圈内输入 的特定电流的。
46、机械响应（磁体的移动方向）取决于（一个或多个）磁体的（一个或多个）磁矩 的实际定向，可以通过施加强的反平行外部磁场来改变该实际定向。 0074 具有机械地自由转动的磁体的电磁换能器的上述实施例在存在任何定向的强外 部磁场期间不承受扭矩。可以在由于在转动的（一个或多个）磁体中间以及在（一个或多个） 磁体和壳体之间的摩擦导致的外部磁场的定向的改变期间暂时地施加小的扭矩。因此，用 于减小摩擦的措施可以用于避免因为摩擦导致的这些小量的扭矩。这些措施包括但不局限 说 明 书CN 102893631 A 11 9/10页 12 于使用或类似的材料或使用在本领域中已知的润滑剂来涂敷磁体和/或壳体的内 表面。。
47、 0075 此外，如结合图4上述，可以设计具有在不同定向上缠绕的两个或更多差动线圈 的电磁换能器的实施例，使得在源自RF脉冲的换能器线圈中感生的总的电压大体是零。这 可以对于MRI应用特别有益。 0076 图16示意地示出了可以固定到结构的电磁换能器组件1600。该结构可以例如是 耳朵的镫骨肌1601或不局限于与耳朵或其他组织相关联的其他振动结构。在其他实施例 中，该结构可以是与振动相关联的非生物结构。 0077 电磁换能器组件1600说明性地包括第一部件1615，第一部件1615包括至少一个 磁体1604。第一部件1615可以经由第一附接机构1603附接到诸如镫骨肌的结构。 0078 第一部。
48、件1615经由第二附接机构可移除地耦合到线圈组件1613，第二附接机构 可以包括但不局限于保持机构1607和1609，用于保持第一部件1615。线圈组件1613可以 包括壳体1608，用于容纳至少一个线圈1602和1605。壳体1608可以由本领域中已知的、 诸如钛的生物可相容材料构成。各种（一个或多个）磁体1611可以用于将线圈1602/1603 保持在壳体1608内的正确的位置。 0079 线圈1602和1605产生用于表示与第一部件1615相关联的至少一个磁体1604的 振动的信号。输出端口1612可以从线圈组件1613延伸，并且可以用于例如与诸如用于存 储和/或分析信号的例如计算机或其。
49、他监控设备的另外的电路对接。 0080 图17（a）和图17（b）示意地示出了根据本发明的一个实施例的电磁换能器的第 一部件1701。第一部件1701包括壳体1702，壳体1702与线圈组件1613的壳体1608类 似，可以由诸如钛的生物可相容材料构成。壳体1702有益地可以具有以反平行配置布置的 多个磁体1703和1705。例如，第一部件1701可以包括以反平行配置布置的两个圆柱磁体 1705和四个环形磁体1703，如图17（b）中所示。可以使用其他磁配置，诸如一个或多个球 形磁体，如在上面的实施例中所述，该一个或多个球形磁体减少了外部磁场的影响。在各个 实施例中，第一部件1701可以包括能够在壳体1702内在任何方向上转动的至少一个磁体， 每一个磁体的移动基本上限于沿着单个轴线的移动，并且其中，壳体的振动引起该至少一 个磁体的振动。 0081 图18示意地示出了根据本发明的一个实施例的电磁换能器的线圈组件1801的部 分。如上所述，线圈组件1801。