張 瑩 劉后廣* 饒柱石 黃新生 楊建華 楊善國

1(中國礦業(yè)大學機電工程學院，江蘇 徐州 221116)2(上海交通大學機械系統(tǒng)與振動國家重點實驗室,上海 200240)3(復旦大學附屬中山醫(yī)院耳鼻喉科,上海 200032)

不同激振位置對壓電式人工中耳聽力補償性能的影響

張 瑩1劉后廣1*饒柱石2黃新生3楊建華1楊善國1

1(中國礦業(yè)大學機電工程學院，江蘇 徐州 221116)2(上海交通大學機械系統(tǒng)與振動國家重點實驗室,上海 200240)3(復旦大學附屬中山醫(yī)院耳鼻喉科,上海 200032)

研究不同激振位置對壓電式人工中耳聽力補償性能的影響，確定壓電式人工中耳最優(yōu)激振位置。建立人耳有限元模型，并通過和相關實驗數(shù)據(jù)進行對比驗證模型的可靠性?；谠撃Ｐ停謩e在鼓膜臍部、砧骨體、砧骨長突和圓窗施加相同的位移驅動，通過檢測鐙骨足底板位移及基底膜的最大位移，分析這些位置的激振對人工中耳聽力補償性能的影響。結果表明，以鐙骨足底板位移為評估標準會低估圓窗激振的高頻聽力補償效果。砧骨長突激振下的基底膜特征位置處的運動位移大于激振鼓膜臍部及激振砧骨體時的位移值，其中激振砧骨體時的基底膜特征位置處運動位移最小；激振圓窗時的基底膜特征位置處運動位移在低頻段小于激振其他位置時對應的位移值，但在中、高頻段其激振效果最好。在頻率低于400 Hz時，砧骨長突激勵聽力補償效果最好，圓窗激勵聽力補償效果最差。當頻率大于1 kHz時，圓窗激勵聽力補償效果比其他位置好。以傳統(tǒng)的鐙骨足底板響應為評估標準，將低估圓窗激振式人工中耳的聽力補償效果。

人工中耳；壓電作動器；激振位置；有限元分析

引言

人工中耳是一種植入式助聽裝置，主要由作動器、傳聲器、信號處理裝置等構成。其中，作動器是人工中耳的關鍵部件，直接機械激振聽骨鏈或圓窗，繼而振動內耳淋巴液，刺激聽覺末梢感受器產生聽覺，進而補償聽力損傷[1-4]。根據(jù)驅動原理的不同，人工中耳的作動器主要分為電磁式和壓電式兩種。其中，壓電式作動器與電磁式相比，具有不受電磁干擾、高頻增益大的優(yōu)點[5-6]，成為近年來人工中耳領域研究熱點。由于作動器負責機械驅動人耳組織，激振部位的不同將直接影響其聽力補償效果及能耗。因此，針對壓電式作動器，對比研究其不同激振位置下的聽力補償效果，確定壓電式人工中耳最優(yōu)激振位置，有助于進一步提高壓電式人工中耳臨床使用時的聽力補償性能。

由于人耳解剖結構限制，可以用于人工中耳作動器激振的部位主要為鼓膜[7-9]、砧骨體[10-11]、砧骨長突[12-13]和圓窗[3,14-15]。為了確定激振位置對人工中耳聽力補償性能的影響，國內外很多學者開展相關研究。Nakajima等通過實驗測量耳蝸內壓差，對比分析了圓窗激勵和卵圓窗激勵，得出在頻率大于1 kHz時，圓窗激勵和卵圓窗激勵聽力補償效果相當；當頻率低于1 kHz時，圓窗激勵聽力補償效果并不理想[16]。王學林等利用人耳有限元模型，對比分析了圓窗激勵和外耳道激勵下基底膜的振動，結果表明，兩種激勵條件下基底膜最佳反應部位相同，但圓窗激勵在低頻時要更大的圓窗膜位移才能達到與外耳道聲激勵相同的聽力效果[17]。Liu等通過人體中耳有限元模型，分別在鼓膜、砧骨長突和砧骨體施加激振力，通過對比鐙骨足底板的位移，得出在振子質量較小的情況下，鼓膜激勵的聽力補償效果最好[18]。上述研究對人工中耳驅動位置的優(yōu)選具有重要的參考價值，但主要是針對電磁式作動器。關于壓電式作動器，Bornitz等利用人耳有限元模型對比分析了作動器分別激振鼓膜、砧骨體、砧骨長突、鐙骨足底板時的鐙骨足底板響應，結果表明：壓電式作動器激振砧骨長突、鐙骨足底板時的聽力補償效果相對較好[19]。

圓窗激振是近幾年發(fā)展起來的一種新的人工中耳聽力補償途徑，由于避開了聽骨鏈，是治療混合性耳聾最優(yōu)前景的技術之一[17,20-21]。然而，現(xiàn)有針對圓窗激振的研究主要基于電磁式人工中耳。采用壓電式作動器激振圓窗是否具有優(yōu)越的聽力補償效果，至今未見報道。此外，之前對比分析不同激振位置的影響是通過對比鐙骨足底板運動得到。但與人耳感聲直接相關的是基底膜的運動[17]，這種通過對比鐙骨足底板運動的評價方式是否準確有待研究。特別是針對圓窗激勵的聽力補償方式，因其傳遞路徑與正常感聲相反。

針對上述問題，本研究建立了人耳傳聲力學模型，并基于該模型系統(tǒng)對比分析了壓電式人工中耳激勵圓窗等4處典型激振位置的聽力補償效果。并對比研究了以鐙骨足底板運動及基底膜運動作為聽力損傷評價指標的不同。

1 材料與方法

1.1 人耳有限元模型建立

基于新鮮的人體顳骨標本(男，45歲，右耳)，利用CT掃描以及逆向成型技術，建立人中耳幾何模型。該研究通過了復旦大學附屬中山醫(yī)院倫理委員會的審查。所建模型包括鼓膜、聽小骨(錘骨、砧骨和鐙骨)、耳蝸以及肌腱和韌帶。其中，耳蝸以及肌腱和韌帶的結構及尺寸大小參考Tian等[22]，建立的模型如圖1所示。

1.2 材料屬性

研究模型的主要參數(shù)參考現(xiàn)有文獻報道[23-26]，并結合優(yōu)化迭代，最終數(shù)據(jù)如表1所示。中耳各部分結構泊松比均為0.3，除鼓膜張緊部中間層為正交異性的彈性材料外，其余各部分采用均勻和各項同性的彈性材料。前庭階與鼓階中流體部分的體積模量取2 250 MPa，密度取1 000 kg/m3?；啄さ膹椥阅Ａ渴请S著基底膜長度方向變化，彈性模量由蝸底端的40 MPa線性減小到中間的15 MPa和頂部的3 MPa?；啄さ淖枘嵯禂?shù)α=0 s-1，β=7.5×10-6s。

表1 中耳組織結構材料屬性

1.3 邊界條件

在本研究的人耳有限元模型中，中耳的韌帶和肌腱、基底膜支撐部分以及圓窗的四周均固定。對于耳蝸骨壁處的耳蝸流體，取其壓力的法向梯度為零。對于耳蝸其余部分的流體，均采用流固耦合方式與相鄰固體耦合。

1.4 壓電式人工中耳振子模擬

本課題主要研究激振位置對壓電式人工中耳聽力補償性能的影響，而不是壓電式人工中耳機械結構的影響，故建模時無需模擬壓電式人工中耳作動器的具體結構?？紤]到壓電式人工中耳屬于位移激勵[18], 故通過在所研究的激振位置分別施加0.1 μm位移力來模擬壓電作動器激振。選取該位移力是為了產生與100 dB SPL正常感聲相接近的幅值，而100 dB SPL鼓膜聲壓激振所對應的幅值是現(xiàn)有很多人工中耳設計所用的指標[27]。鼓膜臍部、砧骨體、砧骨長突和圓窗四處典型激振位置的激振力的作用點如圖1所示。各激振的力的方向皆為沿鐙骨做活塞運動的方向，因該方向是最有效驅動方向[19]。

1.5 等效聲壓級

考慮到耳蝸內基底膜振動與人耳感聲直接相關[17]，本研究除了像傳統(tǒng)研究對比不同激振位置下鐙骨足底板響應外，還對比了基底膜的動態(tài)響應。

為了幫助規(guī)范中耳植入式助聽設備的測試，美國政府食品藥品監(jiān)督管理局推出了一個實踐檢驗的量化標準——等效外耳道聲壓。用等效耳道聲壓傳遞函數(shù)將產生中耳特定速度對應的等效聲壓和最大有效的外耳道聲壓聯(lián)系起來[28]。因此，本研究類似的引入等效聲壓級表示振子激振所對應的外耳道聲激勵的水平，并以此作為評判人工中耳植入性能的標準[22]，即

(1)

式中，dac為由鼓膜100 dB SPL聲激勵下的鐙骨足底板位移(對比鐙骨足底板響應時)或基底膜特征位置處位移(對比基底膜響應時)，dpiezo為不同位置壓電振子激振下的鐙骨足底板位移(對比鐙骨足底板響應時)或基底膜特征位置處位移(對比基底膜響應時)。

2 結果

2.1 模型的可靠性

為了確保模型的可靠性，選用兩組數(shù)據(jù)對模型進行驗證。這兩組對比都是在鼓膜處施加90 dB SPL的聲壓(0.632 Pa)得到的。首先驗證的是基底膜選頻特性，它反映了基底膜的分頻特性，結果如圖2所示?？梢?，模型計算結果與Bekesy和Skarstein等的實驗結果[29-30]較一致。同時也可以看出，基底膜上靠近蝸頂?shù)奈恢脤Φ皖l敏感，而靠近蝸底的位置對高頻敏感。這驗證了基底膜選頻特性的可靠性。

圖2 基底膜的選頻特性Fig.2 Frequency selection characteristics of the basilar membrane

耳蝸輸入阻抗是反映內耳對中耳的內阻，因此，Puria等和 Aibara 等實驗得出的耳蝸輸入阻抗的數(shù)據(jù)[31-32]被本研究選取，并用來驗證模型的可靠性，如圖3所示。模型的耳蝸輸入阻抗與Puria等的實驗數(shù)據(jù)比較吻合，在頻率大于1 kHz時，耳蝸輸入阻抗值明顯增加。通過以上兩組數(shù)據(jù)對比可見，文中所建人耳模型能夠較準確地模擬人耳傳聲特性，故可以用來研究壓電式人工中耳激振部位的影響。

圖3 耳蝸輸入阻抗Fig.3 Cochlear input impedance

2.2 基于鐙骨足底板的分析

圖4為壓電作動器分別激振4處不同部位時，對應的鐙骨足底板位移及對應的等效聲壓級。從圖中可見，砧骨長突激勵對應的鐙骨位移及等效聲壓級大于鼓膜臍部激勵和砧骨體激勵，砧骨體激勵聽力補償效果最差。圓窗激勵在頻率低于400 Hz時效果并不理想，當頻率高于2.8 kHz時，在聽力補償效果上圓窗激勵要好于其他位置的激勵。同時，從圖4(b)可以看出激振4處不同部位，在頻率高于1 kHz時，其鐙骨足底板位移對應的等效聲壓級值明顯增大。

圖4 不同位置位移激勵下的鐙骨足底板響應。(a)位移(b)等效聲壓級Fig.4 Stapes footplate vibrations corresponding to displacement excitation under different locations. (a) Displacement; (b) Equivalent sound pressure level

2.3 基于基底膜的分析

基底膜具有選頻特性，外部聲激勵下基底膜響應的最大幅值發(fā)生位置隨刺激聲頻率的改變而不同[33]。具體來說，靠近耳蝸頂部部分對低頻段敏感，而靠近耳蝸基部部分(接近鐙骨處)對高頻段敏感，基底膜上各微段負責不同頻段聲音的感受。每一頻率對應的其基底膜響應微段稱之為該頻率的基底膜特征位置處。故本研究基于基底膜響應研究聽力補償性能時，是根據(jù)各頻率對應基底膜特征位置處的響應進行的分析。

圖5顯示的是壓電作動器激振不同部位的基底膜響應及對應的等效聲壓級。從圖中可見，在頻率低于400 Hz時，砧骨長突激勵聽力補償效果最好。當頻率大于1 kHz時，圓窗激勵聽力補償效果比其他位置好，砧骨長突激勵聽力補償效果次之，砧骨體激勵聽力補償效果最差。

對比基于鐙骨足底板位移及基底膜特征位置處位移的分析結果可見：兩種評判標準下，鼓膜臍部激勵、砧骨體激勵和砧骨長突激勵的數(shù)據(jù)結果相差不大。但對圓窗激勵，以鐙骨足底板位移為評判標準會低估其聽力補償效果。

圖5 不同位置位移激勵下的基底膜響應。(a)位移；(b)等效聲壓級Fig.5 Basilar membrane vibrations corresponding to displacement excitation under different locations. (a) Displacement; (b) Equivalent sound pressure level

2.4 壓電式人工中耳與電磁式的對比

圖6 壓電式人工中耳與電磁式對比Fig.6 Comparision of piezoelectric middle ear implant and electromagnetic middle ear implant

為了分析壓電式人工中耳與已有的電磁式人工中耳在聽力補償效果上的差異，本研究將已有的電磁式人工中耳研究數(shù)據(jù)[34]與文中壓電式人工中耳結果進行對比，如圖6所示。其中，壓電式和電磁式人工中耳的數(shù)據(jù)為激振砧骨長突時，鐙骨足底板位移對應的等效聲壓級。因Kim 等[34]與本研究一樣選擇為100 dB SPL的激振強度，因此具有可對比性。

從圖6中可見，在整個頻率段中，電磁式人工中耳激振砧骨長突時，鐙骨足底板位移對應的等效聲壓級值在95～105 dB SPL之間，與頻率沒有明顯關系。而壓電式人工中耳激振砧骨長突時，在頻率高于1 kHz，其聽力補償效果要明顯好于電磁式人工中耳。

3 討論

為了解決傳統(tǒng)助聽器伴有聲反饋、輸出增益小、堵耳等不足[35]，人工中耳成為近年來國內外研究熱點。電磁式人工中耳采用電磁感應原理來實現(xiàn)其振子作動[35]，因外部磁場與作動器內部通電線圈產生的驅動磁場相互作用，使其正常工作過程中易受外界電磁場干擾。Schmuziger等[36]報道顯示，更有一位患者因接受核磁共振檢查，而造成電磁作動器脫位現(xiàn)象。而壓電式人工中耳通過電壓使壓電材料發(fā)生形變，從而產生需要的振動[6,34]，具有不受電磁干擾的優(yōu)點。

壓電式人工中耳作動器激振部位的優(yōu)選將直接影響其工作效率及聽力補償效果。由于人耳具有幾何超微、結構復雜的特點，系統(tǒng)的實驗研究較難開展，故本研究通過建立人耳力學模型來輔助研究。值得說明的是，鐙骨肌具有通過改變自身的彈性模量限制鐙骨的位移，從而起到保護內耳的作用[37]。但這種鐙骨肌反射對應的力學屬性如何變化，至今尚無研究報道。為了降低建模的難度，文中沒有考慮該特性。因此，本研究的研究結果與實際值相比會偏大。

本研究表明，針對壓電式人工中耳，激振砧骨長突的聽力補償效果要好于激振鼓膜，激振砧骨體的聽力補償效果相對最差。該結果與Bornitz等[19]研究結果一致。出現(xiàn)這樣結果可能是由于各激振點相對于中耳運動轉軸的力臂不同所致。由于砧錘關節(jié)彈性模量較大，使得錘骨和砧骨間可近似視為一個剛體運動[38]。故作動器作用點在砧骨長突、砧骨體、鼓膜時，因砧骨和錘骨作為一個剛體運動，作動器驅動下的聽骨鏈運動主要受支撐聽骨鏈杠桿系統(tǒng)的各韌帶、肌所構成的阻抗限制，即對應的作動器激振效果受杠桿作用限制。具體來說，人耳聽骨鏈正常運動時可以看作是以砧錘關節(jié)為支點的杠桿運動[33]，如圖7所示。圖中L1、L2、L3分別為作動器作用于鼓膜臍部、砧骨長突和砧骨體時相對于該旋轉支點的力臂?？梢?，作動器作用于砧骨長突和鼓膜臍部時的力臂(L2、L1)要比其作用于砧骨體時的力臂(L3)長。故輸入相同的位移載荷時，當作動器作用于砧骨長突將產生更大的激振效果。鼓膜臍部雖然也遠離砧錘關節(jié)，但是能量傳遞的路程更遠，振動在介質之間傳遞時，可能導致能量的損失加大。因此，激振效果會比砧骨長突激勵聽力補償效果略差。此外，通過兩種不同評價標準對壓電式人工中耳進行分析，結果表明在頻率高于1 kHz時，兩種響應對應的等效聲壓級值明顯增加。將該結果與Kim 等電磁式人工中耳研究結果[34]對比，可見壓電式人工中耳在高頻段比電磁式人工中耳增益好。

圖7 聽骨鏈杠桿放大原理Fig.7 The lever amplification principle of ossicular chain

激勵圓窗的聽力補償效果在低于400 Hz頻率段表現(xiàn)得較不理想；但在中高頻段(大于1 kHz)，其聽力補償性能要優(yōu)于其他幾處激振位置?？紤]到感音神經性聽力損傷多發(fā)生在高頻段[39]，這種性能對聽力損傷的補助至關重要。該結果與王學林等的研究結果[17]一致。在分析圓窗激勵時，因人在普通對話時的聲壓級為50～60 dB SPL，而人工中耳往往在外部施加聲強的基礎上增30 dB SPL以上的增益[40](相對于外部傳入的聲音，強度增大31倍以上)，即人工中耳輸入能量比正常感聲傳入的能量大很多，因此本研究沒有考慮正常感聲引起的耳蝸響應與圓窗激勵產生的耳蝸響應之間的相互作用。

從兩組評價標準的結果對比可見，以鐙骨足底板響應為人工中耳性能評價指標時，會低估激振圓窗時的聽力補償效果，而對其他幾種激振位置的聽力補償效果評估較準確。這主要是由于激振圓窗時，聲音在人耳的傳遞路徑不同于激振其他位置。具體來說，激振鼓膜、砧骨體、砧骨長突時，聲音像正常人耳感聲一樣，通過連接鐙骨足板的卵圓窗輸入耳蝸，通過耳蝸圓窗卸載，稱之為“正向”激勵[17,41]。而激勵圓窗時，聲音傳入耳蝸的方向正好相反，即通過圓窗將運動輸入，通過卵圓窗卸載，故稱之為“逆向”激勵[17,41]。從傳遞路徑可以看出，“逆向”激勵時，從圓窗輸入的能量先推動耳蝸內淋巴液和基底膜的運動，再通過靠近卵圓窗處淋巴液的壓強推動鐙骨運動。由于鐙骨連接著聽骨鏈，這種由耳蝸內流體壓強推動鐙骨的反向運動受到聽骨鏈阻抗的約束，故鐙骨運動被弱化。這種弱化的基底膜運動響應和鐙骨響應間的比值，必大于“正向”激勵所得的結果。故仍用“正向”傳遞所得的人工中耳鐙骨響應評價標準，必將低估圓窗激振的實際效果。哈佛大學Nakajima等實驗研究[3,42]也證實了該結論。由于耳蝸具有螺旋骨迷路，使得實驗測量耳蝸內各處的基底膜響應較困難。又因為基底膜運動是由鼓階和前庭階內流體壓差引起，故Nakajima等改用測量耳蝸內靠近基部的壓差來近似獲得基底膜響應。如圖8所示，UStap代表鐙骨體積速度、URW代表圓窗體積速度、PSV代表前庭階壓強、PST代表鼓階壓強，則“正向”激振下，耳蝸內壓差與鐙骨體積速度間的關系為(F代表“正向”激勵)

圖8 耳蝸簡化示意Fig.8 Illustration of a simplified cochlea

(2)

從實驗結果[42]來看，該值隨著頻率變化，約為20 GΩ。而當“逆向”激振時，Nakajima等沒有給出耳蝸內壓差與鐙骨運動間的關系，但測出了“逆向”激振時耳蝸內壓差與鼓階壓強間的關系[3]，即

(3)

其值約為0.79[3]。將耳蝸內淋巴液近似視為不可壓縮流體，則圓窗處的體積速度URW與鐙骨處體積速度UStap相等。故“逆向”激振下，鼓階內壓強可展開為

(4)

式中，ZT為“逆向”激振圓窗時的總阻抗，其值約為70 GΩ[3]。

將式(4)代入式(3)，可得(R代表“逆向”激勵)

(5)

將上述實驗所測值代入，得ZDiff，R約為55.3 GΩ，大于“正向”激振時的ZDiff，F(xiàn)(約20 GΩ)。故“逆向”激振時，耳蝸內壓差與鐙骨響應間比值較大，即單位耳蝸內壓差對應了較小的鐙骨響應。而如前所述，耳蝸內壓差與基底膜響應對應。故“逆向”激振時，單位基底膜響應對應著較小的鐙骨響應。而“正向”激振時，單位基底膜響應對應著較大的鐙骨響應。故以正常感聲這種“正向”激勵的鐙骨響應來評判圓窗激振這種“逆向”激勵，將低估基底膜的實際響應值，進而低估了圓窗激振的實際聽力補償效果。

4 結論

本研究基于微CT掃描和逆向成型技術，建立了人耳傳聲力學模型，并通過兩個實驗數(shù)據(jù)對模型可靠性進行了驗證。再基于該模型，通過在不同位置施加位移激勵來分析激振部位對壓電式人工中耳聽力補償性能的影響。結果表明：高頻段激振圓窗時，壓電式人工中耳聽力補償效果最好，考慮到感音神經性聽力損傷多發(fā)生在高頻段，這對該類耳聾的補償特別有利。此外，激振砧骨長突和鼓膜臍部也具有較好的聽力補償性能。砧骨體的激振效果最不理想。此外，以鐙骨足底板位移為評估標準會低估圓窗激振的中高頻聽力補償效果。

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Effects of Different Stimulating Positions on the Hearing Compensation Performance of Piezoelectric Middle Ear Implant

Zhang Ying1Liu Houguang1*Rao Zhushi2Huang Xinsheng3Yang Jianhua1Yang Shanguo1

1(SchoolofMechatronicEngineering,ChinaUniversityofMiningandTechnology,Xuzhou221116,Jiangsu,China)2(StateKeyLaboratoryofMechanicalSystemandVibration,ShanghaiJiaotongUniversity,Shanghai200240,China)3(DepartmentofOtorhinolaryngology,ZhongshanHospitalAffiliatedtoFudanUniversity,Shanghai200032,China)

To study the influence of stimulating positions on the hearing compensation performance of piezoelectric middle ear implant (MEI) and ascertain the optimal position for this type of MEIs, we established a finite element model of human ear, The reliability of the model was verified by comparing the model-predicted results with the experimental data. Based on the model, the displacement stimulation was applied to the umbo, incus body, incus long process and round window. Then, the stimulating positions on the piezoelectric MEI′s performance was studied by analyzing the corresponding displacements of the stapes footplate and basilar membrane. Using the displacement of stapes as an evaluation criterion, the round-window stimulation′s performance was underestimated at higher frequencies. Compared with the umbo and incus body, basilar membrane displacement at the characteristic place was greater under the incus long process excitation. Basilar membrane displacement at characteristic place was the smallest when under the excitation of incus body. Basilar membrane displacement of the round-window stimulation at the characteristic place was smaller than that at the other positions at lower frequencies, but the exciting effect was the best at middle and high frequencies. In conclusion, the hearing compensation effect of incus long process excitation was the optimum, and the hearing compensation effect of round window excitation was the worst at frequencies below 400 Hz. When the frequency was higher than 1 kHz, the hearing compensation effect of round window excitation was better than that at the other positions. The traditional evaluation criteria that use the stapes footplate displacement would underestimate the performance of the round-window stimulating type MEI.

middle ear implants; piezoelectric actuator; stimulating positions; finite element analysis

10.3969/j.issn.0258-8021. 2017. 04.006

2016-09-19， 錄用日期:2017-03-15

國家自然科學基金(51305442)；江蘇省自然科學基金(BK20130194)；高等學校博士學科點專項科研基金(20130095120010)

R197.39

A

0258-8021(2017) 04-0426-08

*通信作者(Corresponding author)，E-mail: liuhg@cumt.edu.cn