陳永正 戴培東 張?zhí)煊?傅窈窈

(1. 復(fù)旦大學(xué)附屬眼耳鼻喉科醫(yī)院耳鼻喉科 上海 200031；2. 復(fù)旦大學(xué)附屬眼耳鼻喉科醫(yī)院耳鼻喉科研究院 上海 200031；3. 復(fù)旦大學(xué)附屬眼耳鼻喉科醫(yī)院實(shí)驗(yàn)中心 上海 200031；4. 復(fù)旦大學(xué)附屬眼耳鼻喉科醫(yī)院眼耳鼻整形外科 上海 200031)

外中耳畸形是顱面部常見的畸形之一，主要表現(xiàn)為耳郭畸形、中耳畸形，影響患者的容貌與聽力。外耳道成形合并聽力重建術(shù)是目前耳科醫(yī)師幫助患者提高聽力的主要方法，但臨床實(shí)踐發(fā)現(xiàn)，聽力重建術(shù)后患者的聽力仍恢復(fù)不到正常水平。是否畸形聽骨鏈的固有傳音特性決定了其傳音能力低于正常聽骨鏈，是否有合適的方法可用于提高術(shù)后聽力恢復(fù)的效果，是目前亟待解決的一個(gè)問題。

生物力學(xué)建模與模擬技術(shù)對(duì)于探索生命現(xiàn)象中的力學(xué)特征，用于解釋臨床現(xiàn)象、優(yōu)化臨床手術(shù)方案等方面發(fā)揮越來越重要的作用。以人類的聽覺現(xiàn)象為例，聲波振動(dòng)-鼓膜振動(dòng)-聽骨鏈的聲音傳遞-淋巴液振動(dòng)-基底膜振動(dòng)-蓋膜與Corti器的相互作用均是力學(xué)過程。很多學(xué)者對(duì)這一過程中的力學(xué)現(xiàn)象進(jìn)行了分析。早在2007年，Gan等[1]建立了當(dāng)時(shí)較為準(zhǔn)確且完整的人耳三維有限元模型，包括外耳道、鼓膜、聽骨鏈、韌帶、肌肉、中耳腔、三腔內(nèi)耳以及淋巴液等結(jié)構(gòu)，且利用激光多普勒測(cè)振儀進(jìn)行測(cè)試分析，驗(yàn)證了模型的合理性。至今，已有不少學(xué)者分別對(duì)各種生理及病理情況進(jìn)行了有限元模擬和分析，其中包括：分泌性中耳炎[2-3]、聽骨鏈硬化[4]、鼓膜穿孔[5]、耳蝸畸形[6]、人工中耳[7-9]、鼓室成形術(shù)后狀態(tài)及并發(fā)癥[10-12]、沖擊波對(duì)人耳的影響[13-14]等。然而，目前對(duì)畸形聽骨鏈的力學(xué)傳遞特性尚缺乏認(rèn)識(shí)。

本研究利用高分辨率CT(high resolution CT, HRCT)掃描提取外中耳畸形聽骨鏈的形態(tài)學(xué)特征，結(jié)合正常中耳的形態(tài)學(xué)模型，針對(duì)聽骨鏈畸形中較為常見的錘砧關(guān)節(jié)融合情況，建立了包含人造鼓膜、畸形聽骨鏈與韌帶等的幾何模型。根據(jù)已有文獻(xiàn)獲得各材料的物理參數(shù)。通過對(duì)畸形聽骨鏈系統(tǒng)的諧響應(yīng)分析，提取畸形耳與正常耳鐙骨足板中心點(diǎn)的位移曲線，并與文獻(xiàn)中的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)及臨床測(cè)試分析結(jié)果進(jìn)行了對(duì)比，證實(shí)了有限元模型的準(zhǔn)確性，并分析了畸形聽骨鏈系統(tǒng)與正常聽骨鏈系統(tǒng)傳音特性的差異。

1 材料與方法

對(duì)15例先天性外中耳畸形患者行HRCT掃描(Siemens Somaton 10層螺旋CT)。掃描條件：電壓120 kV，電流240 mA/s，螺距1.0。掃描范圍：巖尖到莖乳孔。收集其Dicom格式的HRCT資料，層厚0.75 mm，層間距0.2 mm，每耳180～210幅圖像。在Mimics軟件中，針對(duì)錘砧關(guān)節(jié)融合的情況進(jìn)行了畸形聽骨鏈的三維重建，提取畸形聽骨鏈的形態(tài)信息特征。結(jié)合課題組前期基于顳骨半薄切片建立的正常中耳形態(tài)學(xué)模型[15]，建立畸形聽骨鏈系統(tǒng)聽力重建術(shù)后的幾何模型(圖1)。

將各部分的幾何模型導(dǎo)入Abaqus有限元分析軟件。模型的幾何形狀比較復(fù)雜，選取十節(jié)點(diǎn)二次單元(C3D10)對(duì)模型進(jìn)行網(wǎng)格劃分。設(shè)置單元最大邊長(zhǎng)為0.3 mm，劃分后總共的單元數(shù)為13 250個(gè)(圖2)。各結(jié)構(gòu)的材料屬性主要參照文獻(xiàn)[16]的數(shù)據(jù)(表1)，泊松比取為0.3。假設(shè)為比例阻尼，系數(shù)α=0 s-1，β=0.000 075 s-1。

從鼓膜外側(cè)施加90 dB的聲壓相當(dāng)于給予0.632 Pa的壓強(qiáng)，由于錘骨上韌帶、砧骨上韌帶、砧骨后韌帶、鐙骨環(huán)韌帶、鐙骨肌等結(jié)構(gòu)直接與骨性鼓室腔內(nèi)壁相連，因此將韌帶、肌肉與鼓室腔內(nèi)壁相連的節(jié)點(diǎn)邊界全部設(shè)定為固定約束，位移自由度全部取零。

圖1 畸形聽骨鏈系統(tǒng)形態(tài)模型 包含人造鼓膜、畸形聽骨鏈、錘骨上韌帶、砧骨上韌帶、砧骨后韌帶、鐙骨環(huán)韌帶、鐙骨肌等結(jié)構(gòu)。

圖2 畸形聽骨鏈系統(tǒng)的網(wǎng)格劃分

表1 畸形耳聽骨各結(jié)構(gòu)的材料參數(shù)

注：ρ為密度；E為楊氏模量

2 結(jié)果

2.1 靜力學(xué)分析結(jié)果 鼓膜應(yīng)力分布與位移情況如圖3所示。鼓膜應(yīng)力云圖顯示，人造鼓膜的應(yīng)力分布大致呈環(huán)形排列，中間與錘砧復(fù)合體接觸區(qū)域應(yīng)力分布最低，稍外側(cè)C形靠前區(qū)域應(yīng)力相對(duì)較高，靠近周邊區(qū)域應(yīng)力分布最高。位移云圖顯示，人造鼓膜的位移分布亦呈現(xiàn)環(huán)形排列，靠近周邊區(qū)域位移最小，而中間與錘砧復(fù)合體接觸區(qū)域位移最大。畸形聽骨鏈系統(tǒng)聽力重建術(shù)后的鼓膜靜力學(xué)分析結(jié)果與正常中耳鼓膜靜力學(xué)分析結(jié)果(圖4)有較為明顯的區(qū)別。

圖5顯示了當(dāng)鼓膜給予90 dB聲壓時(shí)，鐙骨對(duì)應(yīng)的運(yùn)動(dòng)模式。從圖5C可以看出，鐙骨存在活塞樣運(yùn)動(dòng)伴隨平移。

圖3 90 dB聲壓作用下人造鼓膜的靜力學(xué)分析 A.人造鼓膜的應(yīng)力云圖；B.人造鼓膜的位移云圖。

圖4 90 dB聲壓作用下正常中耳鼓膜的靜力學(xué)分析[15] A.鼓膜的應(yīng)力云圖；B.鼓膜的位移云圖。

圖5 90 dB聲壓作用下鐙骨運(yùn)動(dòng)模式 A.靜態(tài)時(shí)鐙骨的位移云圖；B.運(yùn)動(dòng)時(shí)鐙骨的位移云圖；C.靜態(tài)時(shí)與運(yùn)動(dòng)時(shí)鐙骨的運(yùn)動(dòng)比對(duì)。

2.2 諧響應(yīng)分析結(jié)果 諧響應(yīng)分析后得到畸形聽骨鏈系統(tǒng)鐙骨足板中心點(diǎn)的頻率響應(yīng)位移曲線，如圖6藍(lán)線所示。紅線則反映了正常聽骨鏈系統(tǒng)的鐙骨足板中心點(diǎn)位移響應(yīng)情況。2條曲線在1 000 Hz前均緩慢上升，在1 000 Hz附近達(dá)到最大值，其中正常耳鐙骨的最大位移約為0.03 μm，畸形耳鐙骨的最大位移約為0.007 μm，之后快速下降。

圖6 畸形與正常聽骨鏈系統(tǒng)鐙骨足板頻率響應(yīng)位移曲線

2.3 模型的驗(yàn)證 鐙骨足板速度傳遞函數(shù)(stapes velocity transfer function，SVTF)是普遍采用的考察中耳傳聲特性的函數(shù)，是鐙骨足板速度與施加在鼓膜上的聲壓強(qiáng)之比。為便于與實(shí)驗(yàn)結(jié)果進(jìn)行對(duì)比，驗(yàn)證有限元模型的準(zhǔn)確性，將鐙骨足板位移曲線轉(zhuǎn)化為鐙骨足板速度傳遞函數(shù)(圖7)。

圖7 畸形與正常聽骨鏈系統(tǒng)以dB為單位的鐙骨足板速度傳遞函數(shù)

Ruggero等[17]整理了至今為止眾多不同實(shí)驗(yàn)中的SVTF曲線。除了Brenkman和Huber的實(shí)驗(yàn)外，其他大部分實(shí)驗(yàn)曲線變化規(guī)律基本相同。在1 000 Hz附近達(dá)到峰值，1 000 Hz前大致以6 dB/oct的速率上升，1 000 Hz后大致以6 dB/oct的速率下降。本研究正常聽骨鏈系統(tǒng)的分析結(jié)果與其結(jié)果相似。

3 討論

生命科學(xué)中存在著大量的生物力學(xué)問題。隨著有限元技術(shù)、計(jì)算機(jī)圖形圖像處理技術(shù)、影像技術(shù)及生物材料力學(xué)特性測(cè)試技術(shù)等方法的快速發(fā)展，生物力學(xué)建模與模擬技術(shù)對(duì)于探索生命現(xiàn)象中的力學(xué)特征，解釋臨床現(xiàn)象、優(yōu)化臨床手術(shù)方案等方面發(fā)揮越來越重要的作用。

然而，目前對(duì)畸形聽骨鏈的力學(xué)傳遞特性尚缺乏認(rèn)識(shí)。本研究在課題組前期正常中耳有限元模型的基礎(chǔ)上，首次建立了較為完善的畸形耳聽力重建術(shù)后的有限元模型并進(jìn)行了有限元分析。將正常耳有限元模型分析結(jié)果的鐙骨足板速度傳遞函數(shù)與其他學(xué)者的實(shí)驗(yàn)結(jié)果進(jìn)行比較，發(fā)現(xiàn)正常聽骨鏈有限元模型模擬結(jié)果與報(bào)道實(shí)驗(yàn)結(jié)果基本一致，說明了該有限元模型及其分析結(jié)果的可靠性。

由于鐙骨足板附近前庭階的壓力(即傳入內(nèi)耳的聲信號(hào))與鐙骨足板運(yùn)動(dòng)速度成比例關(guān)系，所以鐙骨足板的速度可以直接與聽閾值比較[17]，因此本研究將鐙骨足板的位移曲線轉(zhuǎn)化為速度曲線。對(duì)比正常耳與畸形耳有限元分析結(jié)果，發(fā)現(xiàn)畸形耳鐙骨足板速度傳遞函數(shù)在各頻率低于正常耳約20 dB，可近似認(rèn)為當(dāng)錘砧關(guān)節(jié)融合時(shí)，畸形聽骨鏈的傳音系統(tǒng)較正常聽骨鏈傳音系統(tǒng)的傳音能力降低了20 dB。這部分損失可能是由于錘骨柄缺失(杠桿效應(yīng)減落)和砧鐙關(guān)節(jié)角度的影響，因此存在氣骨導(dǎo)差難以避免。我們手術(shù)中可以通過增加鼓膜面積(增加鼓膜鐙骨面積比)相對(duì)減少部分氣骨導(dǎo)差，當(dāng)然，砧鐙關(guān)節(jié)連續(xù)時(shí)不建議行聽骨鏈重建。盧九星[18]為了分析不同鼓膜材料對(duì)耳畸形術(shù)后聽力恢復(fù)的影響，建立了人造外耳道和鼓膜的有限元模型，分析不同鼓膜材料對(duì)畸形耳術(shù)后鼓膜位移響應(yīng)的影響。然而該作者的模型未包括聽骨鏈，因此未能反映出聽小骨在聲音傳導(dǎo)中的功能。本研究針對(duì)錘砧關(guān)節(jié)融合的情況建立了包含人造鼓膜、畸形聽骨鏈、聽骨肌與聽韌帶的畸形聽骨鏈系統(tǒng)的有限元模型，并對(duì)外中耳畸形患者聽力重建術(shù)后的畸形聽骨鏈系統(tǒng)進(jìn)行了有限元分析。

臨床聽力測(cè)試結(jié)果對(duì)本研究中畸形聽骨鏈系統(tǒng)有限元模型的準(zhǔn)確性提供了間接的證據(jù)。結(jié)果提示，畸形聽骨鏈系統(tǒng)(即先天性外中耳畸形聽力重建術(shù)后)仍存在一定的氣骨導(dǎo)差，術(shù)后聽力仍達(dá)不到正常水平。從臨床角度來看，近年來已有不少學(xué)者統(tǒng)計(jì)了術(shù)后患者的聽力恢復(fù)情況，大多患者術(shù)后聽閾恢復(fù)都保持在30 dB左右，罕有低于20 dB，所以現(xiàn)在普遍認(rèn)為術(shù)后聽力閾值在30 dB或者氣骨導(dǎo)差在20 dB以內(nèi)一般是聽力恢復(fù)的極限[19]。由于缺乏錘骨柄，人造鼓膜與錘砧復(fù)合體之間的張力較低，可能亦是影響術(shù)后聽力恢復(fù)的一個(gè)因素。