張 瑩 劉后廣* 饒柱石 黃新生 楊建華 楊善國(guó)

1(中國(guó)礦業(yè)大學(xué)機(jī)電工程學(xué)院，江蘇 徐州 221116)2(上海交通大學(xué)機(jī)械系統(tǒng)與振動(dòng)國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,上海 200240)3(復(fù)旦大學(xué)附屬中山醫(yī)院耳鼻喉科,上海 200032)

不同激振位置對(duì)壓電式人工中耳聽(tīng)力補(bǔ)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(guó)1

1(中國(guó)礦業(yè)大學(xué)機(jī)電工程學(xué)院，江蘇 徐州 221116)2(上海交通大學(xué)機(jī)械系統(tǒng)與振動(dòng)國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,上海 200240)3(復(fù)旦大學(xué)附屬中山醫(yī)院耳鼻喉科,上海 200032)

研究不同激振位置對(duì)壓電式人工中耳聽(tīng)力補(bǔ)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(guò)和相關(guān)實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)進(jìn)行對(duì)比驗(yàn)證模型的可靠性?；谠撃Ｐ?，分別在鼓膜臍部、砧骨體、砧骨長(zhǎng)突和圓窗施加相同的位移驅(qū)動(dòng)，通過(guò)檢測(cè)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(duì)人工中耳聽(tīng)力補(bǔ)償性能的影響。結(jié)果表明，以鐙骨足底板位移為評(píng)估標(biāo)準(zhǔn)會(huì)低估圓窗激振的高頻聽(tīng)力補(bǔ)償效果。砧骨長(zhǎng)突激振下的基底膜特征位置處的運(yùn)動(dòng)位移大于激振鼓膜臍部及激振砧骨體時(shí)的位移值，其中激振砧骨體時(shí)的基底膜特征位置處運(yùn)動(dòng)位移最?。患ふ駡A窗時(shí)的基底膜特征位置處運(yùn)動(dòng)位移在低頻段小于激振其他位置時(shí)對(duì)應(yīng)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(shí)，砧骨長(zhǎng)突激勵(lì)聽(tīng)力補(bǔ)償效果最好，圓窗激勵(lì)聽(tīng)力補(bǔ)償效果最差。當(dāng)頻率大于1 kHz時(shí)，圓窗激勵(lì)聽(tīng)力補(bǔ)償效果比其他位置好。以傳統(tǒng)的鐙骨足底板響應(yīng)為評(píng)估標(biāo)準(zhǔn)，將低估圓窗激振式人工中耳的聽(tīng)力補(bǔ)償效果。

人工中耳；壓電作動(dòng)器；激振位置；有限元分析

引言

人工中耳是一種植入式助聽(tīng)裝置，主要由作動(dòng)器、傳聲器、信號(hào)處理裝置等構(gòu)成。其中，作動(dòng)器是人工中耳的關(guān)鍵部件，直接機(jī)械激振聽(tīng)骨鏈或圓窗，繼而振動(dòng)內(nèi)耳淋巴液，刺激聽(tīng)覺(jué)末梢感受器產(chǎn)生聽(tīng)覺(jué)，進(jìn)而補(bǔ)償聽(tīng)力損傷[1-4]。根據(jù)驅(qū)動(dòng)原理的不同，人工中耳的作動(dòng)器主要分為電磁式和壓電式兩種。其中，壓電式作動(dòng)器與電磁式相比，具有不受電磁干擾、高頻增益大的優(yōu)點(diǎn)[5-6]，成為近年來(lái)人工中耳領(lǐng)域研究熱點(diǎn)。由于作動(dòng)器負(fù)責(zé)機(jī)械驅(qū)動(dòng)人耳組織，激振部位的不同將直接影響其聽(tīng)力補(bǔ)償效果及能耗。因此，針對(duì)壓電式作動(dòng)器，對(duì)比研究其不同激振位置下的聽(tīng)力補(bǔ)償效果，確定壓電式人工中耳最優(yōu)激振位置，有助于進(jìn)一步提高壓電式人工中耳臨床使用時(shí)的聽(tīng)力補(bǔ)償性能。

由于人耳解剖結(jié)構(gòu)限制，可以用于人工中耳作動(dòng)器激振的部位主要為鼓膜[7-9]、砧骨體[10-11]、砧骨長(zhǎng)突[12-13]和圓窗[3,14-15]。為了確定激振位置對(duì)人工中耳聽(tīng)力補(bǔ)償性能的影響，國(guó)內(nèi)外很多學(xué)者開(kāi)展相關(guān)研究。Nakajima等通過(guò)實(shí)驗(yàn)測(cè)量耳蝸內(nèi)壓差，對(duì)比分析了圓窗激勵(lì)和卵圓窗激勵(lì)，得出在頻率大于1 kHz時(shí)，圓窗激勵(lì)和卵圓窗激勵(lì)聽(tīng)力補(bǔ)償效果相當(dāng)；當(dāng)頻率低于1 kHz時(shí)，圓窗激勵(lì)聽(tīng)力補(bǔ)償效果并不理想[16]。王學(xué)林等利用人耳有限元模型，對(duì)比分析了圓窗激勵(lì)和外耳道激勵(lì)下基底膜的振動(dòng)，結(jié)果表明，兩種激勵(lì)條件下基底膜最佳反應(yīng)部位相同，但圓窗激勵(lì)在低頻時(shí)要更大的圓窗膜位移才能達(dá)到與外耳道聲激勵(lì)相同的聽(tīng)力效果[17]。Liu等通過(guò)人體中耳有限元模型，分別在鼓膜、砧骨長(zhǎng)突和砧骨體施加激振力，通過(guò)對(duì)比鐙骨足底板的位移，得出在振子質(zhì)量較小的情況下，鼓膜激勵(lì)的聽(tīng)力補(bǔ)償效果最好[18]。上述研究對(duì)人工中耳驅(qū)動(dòng)位置的優(yōu)選具有重要的參考價(jià)值，但主要是針對(duì)電磁式作動(dòng)器。關(guān)于壓電式作動(dòng)器，Bornitz等利用人耳有限元模型對(duì)比分析了作動(dòng)器分別激振鼓膜、砧骨體、砧骨長(zhǎng)突、鐙骨足底板時(shí)的鐙骨足底板響應(yīng)，結(jié)果表明：壓電式作動(dòng)器激振砧骨長(zhǎng)突、鐙骨足底板時(shí)的聽(tīng)力補(bǔ)償效果相對(duì)較好[19]。

圓窗激振是近幾年發(fā)展起來(lái)的一種新的人工中耳聽(tīng)力補(bǔ)償途徑，由于避開(kāi)了聽(tīng)骨鏈，是治療混合性耳聾最優(yōu)前景的技術(shù)之一[17,20-21]。然而，現(xiàn)有針對(duì)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(dòng)器激振圓窗是否具有優(yōu)越的聽(tīng)力補(bǔ)償效果，至今未見(jiàn)報(bào)道。此外，之前對(duì)比分析不同激振位置的影響是通過(guò)對(duì)比鐙骨足底板運(yùn)動(dòng)得到。但與人耳感聲直接相關(guān)的是基底膜的運(yùn)動(dòng)[17]，這種通過(guò)對(duì)比鐙骨足底板運(yùn)動(dòng)的評(píng)價(jià)方式是否準(zhǔn)確有待研究。特別是針對(duì)圓窗激勵(lì)的聽(tīng)力補(bǔ)償方式，因其傳遞路徑與正常感聲相反。

針對(duì)上述問(wèn)題，本研究建立了人耳傳聲力學(xué)模型，并基于該模型系統(tǒng)對(duì)比分析了壓電式人工中耳激勵(lì)圓窗等4處典型激振位置的聽(tīng)力補(bǔ)償效果。并對(duì)比研究了以鐙骨足底板運(yùn)動(dòng)及基底膜運(yùn)動(dòng)作為聽(tīng)力損傷評(píng)價(jià)指標(biāo)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(biāo)本(男，45歲，右耳)，利用CT掃描以及逆向成型技術(shù)，建立人中耳幾何模型。該研究通過(guò)了復(fù)旦大學(xué)附屬中山醫(yī)院倫理委員會(huì)的審查。所建模型包括鼓膜、聽(tīng)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(jié)構(gòu)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(xiàn)報(bào)道[23-26]，并結(jié)合優(yōu)化迭代，最終數(shù)據(jù)如表1所示。中耳各部分結(jié)構(gòu)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(xiàng)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(zhǎng)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(jié)構(gòu)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(duì)于耳蝸骨壁處的耳蝸流體，取其壓力的法向梯度為零。對(duì)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(duì)壓電式人工中耳聽(tīng)力補(bǔ)償性能的影響，而不是壓電式人工中耳機(jī)械結(jié)構(gòu)的影響，故建模時(shí)無(wú)需模擬壓電式人工中耳作動(dòng)器的具體結(jié)構(gòu)?？紤]到壓電式人工中耳屬于位移激勵(lì)[18], 故通過(guò)在所研究的激振位置分別施加0.1 μm位移力來(lái)模擬壓電作動(dòng)器激振。選取該位移力是為了產(chǎn)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(duì)應(yīng)的幅值是現(xiàn)有很多人工中耳設(shè)計(jì)所用的指標(biāo)[27]。鼓膜臍部、砧骨體、砧骨長(zhǎng)突和圓窗四處典型激振位置的激振力的作用點(diǎn)如圖1所示。各激振的力的方向皆為沿鐙骨做活塞運(yùn)動(dòng)的方向，因該方向是最有效驅(qū)動(dòng)方向[19]。

1.5 等效聲壓級(jí)

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

為了幫助規(guī)范中耳植入式助聽(tīng)設(shè)備的測(cè)試，美國(guó)政府食品藥品監(jiān)督管理局推出了一個(gè)實(shí)踐檢驗(yàn)的量化標(biāo)準(zhǔn)——等效外耳道聲壓。用等效耳道聲壓傳遞函數(shù)將產(chǎn)生中耳特定速度對(duì)應(yīng)的等效聲壓和最大有效的外耳道聲壓聯(lián)系起來(lái)[28]。因此，本研究類(lèi)似的引入等效聲壓級(jí)表示振子激振所對(duì)應(yīng)的外耳道聲激勵(lì)的水平，并以此作為評(píng)判人工中耳植入性能的標(biāo)準(zhǔn)[22]，即

(1)

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

2 結(jié)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(duì)模型進(jìn)行驗(yàn)證。這兩組對(duì)比都是在鼓膜處施加90 dB SPL的聲壓(0.632 Pa)得到的。首先驗(yàn)證的是基底膜選頻特性，它反映了基底膜的分頻特性，結(jié)果如圖2所示。可見(jiàn)，模型計(jì)算結(jié)果與Bekesy和Skarstein等的實(shí)驗(yàn)結(jié)果[29-30]較一致。同時(shí)也可以看出，基底膜上靠近蝸?lái)數(shù)奈恢脤?duì)低頻敏感，而靠近蝸底的位置對(duì)高頻敏感。這驗(yàn)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(nèi)耳對(duì)中耳的內(nèi)阻，因此，Puria等和 Aibara 等實(shí)驗(yàn)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(lái)驗(yàn)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(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)比較吻合，在頻率大于1 kHz時(shí)，耳蝸輸入阻抗值明顯增加。通過(guò)以上兩組數(shù)據(jù)對(duì)比可見(jiàn)，文中所建人耳模型能夠較準(zhǔn)確地模擬人耳傳聲特性，故可以用來(lái)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(dòng)器分別激振4處不同部位時(shí)，對(duì)應(yīng)的鐙骨足底板位移及對(duì)應(yīng)的等效聲壓級(jí)。從圖中可見(jiàn)，砧骨長(zhǎng)突激勵(lì)對(duì)應(yīng)的鐙骨位移及等效聲壓級(jí)大于鼓膜臍部激勵(lì)和砧骨體激勵(lì)，砧骨體激勵(lì)聽(tīng)力補(bǔ)償效果最差。圓窗激勵(lì)在頻率低于400 Hz時(shí)效果并不理想，當(dāng)頻率高于2.8 kHz時(shí)，在聽(tīng)力補(bǔ)償效果上圓窗激勵(lì)要好于其他位置的激勵(lì)。同時(shí)，從圖4(b)可以看出激振4處不同部位，在頻率高于1 kHz時(shí)，其鐙骨足底板位移對(duì)應(yīng)的等效聲壓級(jí)值明顯增大。

圖4 不同位置位移激勵(lì)下的鐙骨足底板響應(yīng)。(a)位移(b)等效聲壓級(jí)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(lì)下基底膜響應(yīng)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(lái)說(shuō)，靠近耳蝸?lái)敳坎糠謱?duì)低頻段敏感，而靠近耳蝸基部部分(接近鐙骨處)對(duì)高頻段敏感，基底膜上各微段負(fù)責(zé)不同頻段聲音的感受。每一頻率對(duì)應(yīng)的其基底膜響應(yīng)微段稱(chēng)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(yīng)研究聽(tīng)力補(bǔ)償性能時(shí)，是根據(jù)各頻率對(duì)應(yīng)基底膜特征位置處的響應(yīng)進(jìn)行的分析。

圖5顯示的是壓電作動(dòng)器激振不同部位的基底膜響應(yīng)及對(duì)應(yīng)的等效聲壓級(jí)。從圖中可見(jiàn)，在頻率低于400 Hz時(shí)，砧骨長(zhǎng)突激勵(lì)聽(tīng)力補(bǔ)償效果最好。當(dāng)頻率大于1 kHz時(shí)，圓窗激勵(lì)聽(tīng)力補(bǔ)償效果比其他位置好，砧骨長(zhǎng)突激勵(lì)聽(tīng)力補(bǔ)償效果次之，砧骨體激勵(lì)聽(tīng)力補(bǔ)償效果最差。

對(duì)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(jié)果可見(jiàn)：兩種評(píng)判標(biāo)準(zhǔn)下，鼓膜臍部激勵(lì)、砧骨體激勵(lì)和砧骨長(zhǎng)突激勵(lì)的數(shù)據(jù)結(jié)果相差不大。但對(duì)圓窗激勵(lì)，以鐙骨足底板位移為評(píng)判標(biāo)準(zhǔn)會(huì)低估其聽(tīng)力補(bǔ)償效果。

圖5 不同位置位移激勵(lì)下的基底膜響應(yīng)。(a)位移；(b)等效聲壓級(jí)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(duì)比

圖6 壓電式人工中耳與電磁式對(duì)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(tīng)力補(bǔ)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(jié)果進(jìn)行對(duì)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(zhǎng)突時(shí)，鐙骨足底板位移對(duì)應(yīng)的等效聲壓級(jí)。因Kim 等[34]與本研究一樣選擇為100 dB SPL的激振強(qiáng)度，因此具有可對(duì)比性。

從圖6中可見(jiàn)，在整個(gè)頻率段中，電磁式人工中耳激振砧骨長(zhǎng)突時(shí)，鐙骨足底板位移對(duì)應(yīng)的等效聲壓級(jí)值在95～105 dB SPL之間，與頻率沒(méi)有明顯關(guān)系。而壓電式人工中耳激振砧骨長(zhǎng)突時(shí)，在頻率高于1 kHz，其聽(tīng)力補(bǔ)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(tīng)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(lái)國(guó)內(nèi)外研究熱點(diǎn)。電磁式人工中耳采用電磁感應(yīng)原理來(lái)實(shí)現(xiàn)其振子作動(dòng)[35]，因外部磁場(chǎng)與作動(dòng)器內(nèi)部通電線圈產(chǎn)生的驅(qū)動(dòng)磁場(chǎng)相互作用，使其正常工作過(guò)程中易受外界電磁場(chǎng)干擾。Schmuziger等[36]報(bào)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(dòng)器脫位現(xiàn)象。而壓電式人工中耳通過(guò)電壓使壓電材料發(fā)生形變，從而產(chǎn)生需要的振動(dòng)[6,34]，具有不受電磁干擾的優(yōu)點(diǎn)。

壓電式人工中耳作動(dòng)器激振部位的優(yōu)選將直接影響其工作效率及聽(tīng)力補(bǔ)償效果。由于人耳具有幾何超微、結(jié)構(gòu)復(fù)雜的特點(diǎn)，系統(tǒng)的實(shí)驗(yàn)研究較難開(kāi)展，故本研究通過(guò)建立人耳力學(xué)模型來(lái)輔助研究。值得說(shuō)明的是，鐙骨肌具有通過(guò)改變自身的彈性模量限制鐙骨的位移，從而起到保護(hù)內(nèi)耳的作用[37]。但這種鐙骨肌反射對(duì)應(yīng)的力學(xué)屬性如何變化，至今尚無(wú)研究報(bào)道。為了降低建模的難度，文中沒(méi)有考慮該特性。因此，本研究的研究結(jié)果與實(shí)際值相比會(huì)偏大。

本研究表明，針對(duì)壓電式人工中耳，激振砧骨長(zhǎng)突的聽(tīng)力補(bǔ)償效果要好于激振鼓膜，激振砧骨體的聽(tīng)力補(bǔ)償效果相對(duì)最差。該結(jié)果與Bornitz等[19]研究結(jié)果一致。出現(xiàn)這樣結(jié)果可能是由于各激振點(diǎn)相對(duì)于中耳運(yùn)動(dòng)轉(zhuǎn)軸的力臂不同所致。由于砧錘關(guān)節(jié)彈性模量較大，使得錘骨和砧骨間可近似視為一個(gè)剛體運(yùn)動(dòng)[38]。故作動(dòng)器作用點(diǎn)在砧骨長(zhǎng)突、砧骨體、鼓膜時(shí)，因砧骨和錘骨作為一個(gè)剛體運(yùn)動(dòng)，作動(dòng)器驅(qū)動(dòng)下的聽(tīng)骨鏈運(yùn)動(dòng)主要受支撐聽(tīng)骨鏈杠桿系統(tǒng)的各韌帶、肌所構(gòu)成的阻抗限制，即對(duì)應(yīng)的作動(dòng)器激振效果受杠桿作用限制。具體來(lái)說(shuō)，人耳聽(tīng)骨鏈正常運(yùn)動(dòng)時(shí)可以看作是以砧錘關(guān)節(jié)為支點(diǎn)的杠桿運(yùn)動(dòng)[33]，如圖7所示。圖中L1、L2、L3分別為作動(dòng)器作用于鼓膜臍部、砧骨長(zhǎng)突和砧骨體時(shí)相對(duì)于該旋轉(zhuǎn)支點(diǎn)的力臂。可見(jiàn)，作動(dòng)器作用于砧骨長(zhǎng)突和鼓膜臍部時(shí)的力臂(L2、L1)要比其作用于砧骨體時(shí)的力臂(L3)長(zhǎng)。故輸入相同的位移載荷時(shí)，當(dāng)作動(dòng)器作用于砧骨長(zhǎng)突將產(chǎn)生更大的激振效果。鼓膜臍部雖然也遠(yuǎn)離砧錘關(guān)節(jié)，但是能量傳遞的路程更遠(yuǎn)，振動(dòng)在介質(zhì)之間傳遞時(shí)，可能導(dǎo)致能量的損失加大。因此，激振效果會(huì)比砧骨長(zhǎng)突激勵(lì)聽(tīng)力補(bǔ)償效果略差。此外，通過(guò)兩種不同評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)對(duì)壓電式人工中耳進(jìn)行分析，結(jié)果表明在頻率高于1 kHz時(shí)，兩種響應(yīng)對(duì)應(yīng)的等效聲壓級(jí)值明顯增加。將該結(jié)果與Kim 等電磁式人工中耳研究結(jié)果[34]對(duì)比，可見(jiàn)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(tīng)骨鏈杠桿放大原理Fig.7 The lever amplification principle of ossicular chain

激勵(lì)圓窗的聽(tīng)力補(bǔ)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(tīng)力補(bǔ)償性能要優(yōu)于其他幾處激振位置?？紤]到感音神經(jīng)性聽(tīng)力損傷多發(fā)生在高頻段[39]，這種性能對(duì)聽(tīng)力損傷的補(bǔ)助至關(guān)重要。該結(jié)果與王學(xué)林等的研究結(jié)果[17]一致。在分析圓窗激勵(lì)時(shí)，因人在普通對(duì)話時(shí)的聲壓級(jí)為50～60 dB SPL，而人工中耳往往在外部施加聲強(qiáng)的基礎(chǔ)上增30 dB SPL以上的增益[40](相對(duì)于外部傳入的聲音，強(qiáng)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(méi)有考慮正常感聲引起的耳蝸?lái)憫?yīng)與圓窗激勵(lì)產(chǎn)生的耳蝸?lái)憫?yīng)之間的相互作用。

從兩組評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)的結(jié)果對(duì)比可見(jiàn)，以鐙骨足底板響應(yīng)為人工中耳性能評(píng)價(jià)指標(biāo)時(shí)，會(huì)低估激振圓窗時(shí)的聽(tīng)力補(bǔ)償效果，而對(duì)其他幾種激振位置的聽(tīng)力補(bǔ)償效果評(píng)估較準(zhǔn)確。這主要是由于激振圓窗時(shí)，聲音在人耳的傳遞路徑不同于激振其他位置。具體來(lái)說(shuō)，激振鼓膜、砧骨體、砧骨長(zhǎng)突時(shí)，聲音像正常人耳感聲一樣，通過(guò)連接鐙骨足板的卵圓窗輸入耳蝸，通過(guò)耳蝸圓窗卸載，稱(chēng)之為“正向”激勵(lì)[17,41]。而激勵(lì)圓窗時(shí)，聲音傳入耳蝸的方向正好相反，即通過(guò)圓窗將運(yùn)動(dòng)輸入，通過(guò)卵圓窗卸載，故稱(chēng)之為“逆向”激勵(lì)[17,41]。從傳遞路徑可以看出，“逆向”激勵(lì)時(shí)，從圓窗輸入的能量先推動(dòng)耳蝸內(nèi)淋巴液和基底膜的運(yùn)動(dòng)，再通過(guò)靠近卵圓窗處淋巴液的壓強(qiáng)推動(dòng)鐙骨運(yùn)動(dòng)。由于鐙骨連接著聽(tīng)骨鏈，這種由耳蝸內(nèi)流體壓強(qiáng)推動(dòng)鐙骨的反向運(yùn)動(dòng)受到聽(tīng)骨鏈阻抗的約束，故鐙骨運(yùn)動(dòng)被弱化。這種弱化的基底膜運(yùn)動(dòng)響應(yīng)和鐙骨響應(yīng)間的比值，必大于“正向”激勵(lì)所得的結(jié)果。故仍用“正向”傳遞所得的人工中耳鐙骨響應(yīng)評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)，必將低估圓窗激振的實(shí)際效果。哈佛大學(xué)Nakajima等實(shí)驗(yàn)研究[3,42]也證實(shí)了該結(jié)論。由于耳蝸具有螺旋骨迷路，使得實(shí)驗(yàn)測(cè)量耳蝸內(nèi)各處的基底膜響應(yīng)較困難。又因?yàn)榛啄み\(yùn)動(dòng)是由鼓階和前庭階內(nèi)流體壓差引起，故Nakajima等改用測(cè)量耳蝸內(nèi)靠近基部的壓差來(lái)近似獲得基底膜響應(yīng)。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(qiáng)、PST代表鼓階壓強(qiáng)，則“正向”激振下，耳蝸內(nèi)壓差與鐙骨體積速度間的關(guān)系為(F代表“正向”激勵(lì))

圖8 耳蝸簡(jiǎn)化示意Fig.8 Illustration of a simplified cochlea

(2)

從實(shí)驗(yàn)結(jié)果[42]來(lái)看，該值隨著頻率變化，約為20 GΩ。而當(dāng)“逆向”激振時(shí)，Nakajima等沒(méi)有給出耳蝸內(nèi)壓差與鐙骨運(yùn)動(dòng)間的關(guān)系，但測(cè)出了“逆向”激振時(shí)耳蝸內(nèi)壓差與鼓階壓強(qiáng)間的關(guān)系[3]，即

(3)

其值約為0.79[3]。將耳蝸內(nèi)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(nèi)壓強(qiáng)可展開(kāi)為

(4)

式中，ZT為“逆向”激振圓窗時(shí)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(lì))

(5)

將上述實(shí)驗(yàn)所測(cè)值代入，得ZDiff，R約為55.3 GΩ，大于“正向”激振時(shí)的ZDiff，F(xiàn)(約20 GΩ)。故“逆向”激振時(shí)，耳蝸內(nèi)壓差與鐙骨響應(yīng)間比值較大，即單位耳蝸內(nèi)壓差對(duì)應(yīng)了較小的鐙骨響應(yīng)。而如前所述，耳蝸內(nèi)壓差與基底膜響應(yīng)對(duì)應(yīng)。故“逆向”激振時(shí)，單位基底膜響應(yīng)對(duì)應(yīng)著較小的鐙骨響應(yīng)。而“正向”激振時(shí)，單位基底膜響應(yīng)對(duì)應(yīng)著較大的鐙骨響應(yīng)。故以正常感聲這種“正向”激勵(lì)的鐙骨響應(yīng)來(lái)評(píng)判圓窗激振這種“逆向”激勵(lì)，將低估基底膜的實(shí)際響應(yīng)值，進(jìn)而低估了圓窗激振的實(shí)際聽(tīng)力補(bǔ)償效果。

4 結(jié)論

本研究基于微CT掃描和逆向成型技術(shù)，建立了人耳傳聲力學(xué)模型，并通過(guò)兩個(gè)實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)對(duì)模型可靠性進(jìn)行了驗(yàn)證。再基于該模型，通過(guò)在不同位置施加位移激勵(lì)來(lái)分析激振部位對(duì)壓電式人工中耳聽(tīng)力補(bǔ)償性能的影響。結(jié)果表明：高頻段激振圓窗時(shí)，壓電式人工中耳聽(tīng)力補(bǔ)償效果最好，考慮到感音神經(jīng)性聽(tīng)力損傷多發(fā)生在高頻段，這對(duì)該類(lèi)耳聾的補(bǔ)償特別有利。此外，激振砧骨長(zhǎng)突和鼓膜臍部也具有較好的聽(tīng)力補(bǔ)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(píng)估標(biāo)準(zhǔn)會(huì)低估圓窗激振的中高頻聽(tīng)力補(bǔ)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(guó)家自然科學(xué)基金(51305442)；江蘇省自然科學(xué)基金(BK20130194)；高等學(xué)校博士學(xué)科點(diǎn)專(zhuān)項(xiàng)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