不同激振位置对压电式人工中耳听力补偿性能的影响

张 莹 刘后广* 饶柱石 黄新生 杨建华 杨善国

1(中国矿业大学机电工程学院，江苏 徐州 221116)2(上海交通大学机械系统与振动国家重点实验室,上海 200240)3(复旦大学附属中山医院耳鼻喉科,上海 200032)

不同激振位置对压电式人工中耳听力补偿性能的影响

张 莹1刘后广1*饶柱石2黄新生3杨建华1杨善国1

1(中国矿业大学机电工程学院，江苏 徐州 221116)2(上海交通大学机械系统与振动国家重点实验室,上海 200240)3(复旦大学附属中山医院耳鼻喉科,上海 200032)

研究不同激振位置对压电式人工中耳听力补偿性能的影响，确定压电式人工中耳最优激振位置。建立人耳有限元模型，并通过和相关实验数据进行对比验证模型的可靠性。基于该模型，分别在鼓膜脐部、砧骨体、砧骨长突和圆窗施加相同的位移驱动，通过检测镫骨足底板位移及基底膜的最大位移，分析这些位置的激振对人工中耳听力补偿性能的影响。结果表明，以镫骨足底板位移为评估标准会低估圆窗激振的高频听力补偿效果。砧骨长突激振下的基底膜特征位置处的运动位移大于激振鼓膜脐部及激振砧骨体时的位移值，其中激振砧骨体时的基底膜特征位置处运动位移最小；激振圆窗时的基底膜特征位置处运动位移在低频段小于激振其他位置时对应的位移值，但在中、高频段其激振效果最好。在频率低于400 Hz时，砧骨长突激励听力补偿效果最好，圆窗激励听力补偿效果最差。当频率大于1 kHz时，圆窗激励听力补偿效果比其他位置好。以传统的镫骨足底板响应为评估标准，将低估圆窗激振式人工中耳的听力补偿效果。

人工中耳；压电作动器；激振位置；有限元分析

引言

人工中耳是一种植入式助听装置，主要由作动器、传声器、信号处理装置等构成。其中，作动器是人工中耳的关键部件，直接机械激振听骨链或圆窗，继而振动内耳淋巴液，刺激听觉末梢感受器产生听觉，进而补偿听力损伤[1-4]。根据驱动原理的不同，人工中耳的作动器主要分为电磁式和压电式两种。其中，压电式作动器与电磁式相比，具有不受电磁干扰、高频增益大的优点[5-6]，成为近年来人工中耳领域研究热点。由于作动器负责机械驱动人耳组织，激振部位的不同将直接影响其听力补偿效果及能耗。因此，针对压电式作动器，对比研究其不同激振位置下的听力补偿效果，确定压电式人工中耳最优激振位置，有助于进一步提高压电式人工中耳临床使用时的听力补偿性能。

由于人耳解剖结构限制，可以用于人工中耳作动器激振的部位主要为鼓膜[7-9]、砧骨体[10-11]、砧骨长突[12-13]和圆窗[3,14-15]。为了确定激振位置对人工中耳听力补偿性能的影响，国内外很多学者开展相关研究。Nakajima等通过实验测量耳蜗内压差，对比分析了圆窗激励和卵圆窗激励，得出在频率大于1 kHz时，圆窗激励和卵圆窗激励听力补偿效果相当；当频率低于1 kHz时，圆窗激励听力补偿效果并不理想[16]。王学林等利用人耳有限元模型，对比分析了圆窗激励和外耳道激励下基底膜的振动，结果表明，两种激励条件下基底膜最佳反应部位相同，但圆窗激励在低频时要更大的圆窗膜位移才能达到与外耳道声激励相同的听力效果[17]。Liu等通过人体中耳有限元模型，分别在鼓膜、砧骨长突和砧骨体施加激振力，通过对比镫骨足底板的位移，得出在振子质量较小的情况下，鼓膜激励的听力补偿效果最好[18]。上述研究对人工中耳驱动位置的优选具有重要的参考价值，但主要是针对电磁式作动器。关于压电式作动器，Bornitz等利用人耳有限元模型对比分析了作动器分别激振鼓膜、砧骨体、砧骨长突、镫骨足底板时的镫骨足底板响应，结果表明：压电式作动器激振砧骨长突、镫骨足底板时的听力补偿效果相对较好[19]。

圆窗激振是近几年发展起来的一种新的人工中耳听力补偿途径，由于避开了听骨链，是治疗混合性耳聋最优前景的技术之一[17,20-21]。然而，现有针对圆窗激振的研究主要基于电磁式人工中耳。采用压电式作动器激振圆窗是否具有优越的听力补偿效果，至今未见报道。此外，之前对比分析不同激振位置的影响是通过对比镫骨足底板运动得到。但与人耳感声直接相关的是基底膜的运动[17]，这种通过对比镫骨足底板运动的评价方式是否准确有待研究。特别是针对圆窗激励的听力补偿方式，因其传递路径与正常感声相反。

针对上述问题，本研究建立了人耳传声力学模型，并基于该模型系统对比分析了压电式人工中耳激励圆窗等4处典型激振位置的听力补偿效果。并对比研究了以镫骨足底板运动及基底膜运动作为听力损伤评价指标的不同。

1 材料与方法

1.1 人耳有限元模型建立

基于新鲜的人体颞骨标本(男，45岁，右耳)，利用CT扫描以及逆向成型技术，建立人中耳几何模型。该研究通过了复旦大学附属中山医院伦理委员会的审查。所建模型包括鼓膜、听小骨(锤骨、砧骨和镫骨)、耳蜗以及肌腱和韧带。其中，耳蜗以及肌腱和韧带的结构及尺寸大小参考Tian等[22]，建立的模型如图1所示。

1.2 材料属性

研究模型的主要参数参考现有文献报道[23-26]，并结合优化迭代，最终数据如表1所示。中耳各部分结构泊松比均为0.3，除鼓膜张紧部中间层为正交异性的弹性材料外，其余各部分采用均匀和各项同性的弹性材料。前庭阶与鼓阶中流体部分的体积模量取2 250 MPa，密度取1 000 kg/m3。基底膜的弹性模量是随着基底膜长度方向变化，弹性模量由蜗底端的40 MPa线性减小到中间的15 MPa和顶部的3 MPa。基底膜的阻尼系数α=0 s-1，β=7.5×10-6s。

表1 中耳组织结构材料属性

1.3 边界条件

在本研究的人耳有限元模型中，中耳的韧带和肌腱、基底膜支撑部分以及圆窗的四周均固定。对于耳蜗骨壁处的耳蜗流体，取其压力的法向梯度为零。对于耳蜗其余部分的流体，均采用流固耦合方式与相邻固体耦合。

1.4 压电式人工中耳振子模拟

本课题主要研究激振位置对压电式人工中耳听力补偿性能的影响，而不是压电式人工中耳机械结构的影响，故建模时无需模拟压电式人工中耳作动器的具体结构。考虑到压电式人工中耳属于位移激励[18], 故通过在所研究的激振位置分别施加0.1 μm位移力来模拟压电作动器激振。选取该位移力是为了产生与100 dB SPL正常感声相接近的幅值，而100 dB SPL鼓膜声压激振所对应的幅值是现有很多人工中耳设计所用的指标[27]。鼓膜脐部、砧骨体、砧骨长突和圆窗四处典型激振位置的激振力的作用点如图1所示。各激振的力的方向皆为沿镫骨做活塞运动的方向，因该方向是最有效驱动方向[19]。

1.5 等效声压级

考虑到耳蜗内基底膜振动与人耳感声直接相关[17]，本研究除了像传统研究对比不同激振位置下镫骨足底板响应外，还对比了基底膜的动态响应。

为了帮助规范中耳植入式助听设备的测试，美国政府食品药品监督管理局推出了一个实践检验的量化标准——等效外耳道声压。用等效耳道声压传递函数将产生中耳特定速度对应的等效声压和最大有效的外耳道声压联系起来[28]。因此，本研究类似的引入等效声压级表示振子激振所对应的外耳道声激励的水平，并以此作为评判人工中耳植入性能的标准[22]，即

(1)

式中，dac为由鼓膜100 dB SPL声激励下的镫骨足底板位移(对比镫骨足底板响应时)或基底膜特征位置处位移(对比基底膜响应时)，dpiezo为不同位置压电振子激振下的镫骨足底板位移(对比镫骨足底板响应时)或基底膜特征位置处位移(对比基底膜响应时)。

2 结果

2.1 模型的可靠性

为了确保模型的可靠性，选用两组数据对模型进行验证。这两组对比都是在鼓膜处施加90 dB SPL的声压(0.632 Pa)得到的。首先验证的是基底膜选频特性，它反映了基底膜的分频特性，结果如图2所示。可见，模型计算结果与Bekesy和Skarstein等的实验结果[29-30]较一致。同时也可以看出，基底膜上靠近蜗顶的位置对低频敏感，而靠近蜗底的位置对高频敏感。这验证了基底膜选频特性的可靠性。

图2 基底膜的选频特性Fig.2 Frequency selection characteristics of the basilar membrane

耳蜗输入阻抗是反映内耳对中耳的内阻，因此，Puria等和 Aibara 等实验得出的耳蜗输入阻抗的数据[31-32]被本研究选取，并用来验证模型的可靠性，如图3所示。模型的耳蜗输入阻抗与Puria等的实验数据比较吻合，在频率大于1 kHz时，耳蜗输入阻抗值明显增加。通过以上两组数据对比可见，文中所建人耳模型能够较准确地模拟人耳传声特性，故可以用来研究压电式人工中耳激振部位的影响。

图3 耳蜗输入阻抗Fig.3 Cochlear input impedance

2.2 基于镫骨足底板的分析

图4为压电作动器分别激振4处不同部位时，对应的镫骨足底板位移及对应的等效声压级。从图中可见，砧骨长突激励对应的镫骨位移及等效声压级大于鼓膜脐部激励和砧骨体激励，砧骨体激励听力补偿效果最差。圆窗激励在频率低于400 Hz时效果并不理想，当频率高于2.8 kHz时，在听力补偿效果上圆窗激励要好于其他位置的激励。同时，从图4(b)可以看出激振4处不同部位，在频率高于1 kHz时，其镫骨足底板位移对应的等效声压级值明显增大。

图4 不同位置位移激励下的镫骨足底板响应。(a)位移(b)等效声压级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

基底膜具有选频特性，外部声激励下基底膜响应的最大幅值发生位置随刺激声频率的改变而不同[33]。具体来说，靠近耳蜗顶部部分对低频段敏感，而靠近耳蜗基部部分(接近镫骨处)对高频段敏感，基底膜上各微段负责不同频段声音的感受。每一频率对应的其基底膜响应微段称之为该频率的基底膜特征位置处。故本研究基于基底膜响应研究听力补偿性能时，是根据各频率对应基底膜特征位置处的响应进行的分析。

图5显示的是压电作动器激振不同部位的基底膜响应及对应的等效声压级。从图中可见，在频率低于400 Hz时，砧骨长突激励听力补偿效果最好。当频率大于1 kHz时，圆窗激励听力补偿效果比其他位置好，砧骨长突激励听力补偿效果次之，砧骨体激励听力补偿效果最差。

对比基于镫骨足底板位移及基底膜特征位置处位移的分析结果可见：两种评判标准下，鼓膜脐部激励、砧骨体激励和砧骨长突激励的数据结果相差不大。但对圆窗激励，以镫骨足底板位移为评判标准会低估其听力补偿效果。

图5 不同位置位移激励下的基底膜响应。(a)位移；(b)等效声压级Fig.5 Basilar membrane vibrations corresponding to displacement excitation under different locations. (a) Displacement; (b) Equivalent sound pressure level

2.4 压电式人工中耳与电磁式的对比

图6 压电式人工中耳与电磁式对比Fig.6 Comparision of piezoelectric middle ear implant and electromagnetic middle ear implant

为了分析压电式人工中耳与已有的电磁式人工中耳在听力补偿效果上的差异，本研究将已有的电磁式人工中耳研究数据[34]与文中压电式人工中耳结果进行对比，如图6所示。其中，压电式和电磁式人工中耳的数据为激振砧骨长突时，镫骨足底板位移对应的等效声压级。因Kim 等[34]与本研究一样选择为100 dB SPL的激振强度，因此具有可对比性。

从图6中可见，在整个频率段中，电磁式人工中耳激振砧骨长突时，镫骨足底板位移对应的等效声压级值在95～105 dB SPL之间，与频率没有明显关系。而压电式人工中耳激振砧骨长突时，在频率高于1 kHz，其听力补偿效果要明显好于电磁式人工中耳。

3 讨论

为了解决传统助听器伴有声反馈、输出增益小、堵耳等不足[35]，人工中耳成为近年来国内外研究热点。电磁式人工中耳采用电磁感应原理来实现其振子作动[35]，因外部磁场与作动器内部通电线圈产生的驱动磁场相互作用，使其正常工作过程中易受外界电磁场干扰。Schmuziger等[36]报道显示，更有一位患者因接受核磁共振检查，而造成电磁作动器脱位现象。而压电式人工中耳通过电压使压电材料发生形变，从而产生需要的振动[6,34]，具有不受电磁干扰的优点。

压电式人工中耳作动器激振部位的优选将直接影响其工作效率及听力补偿效果。由于人耳具有几何超微、结构复杂的特点，系统的实验研究较难开展，故本研究通过建立人耳力学模型来辅助研究。值得说明的是，镫骨肌具有通过改变自身的弹性模量限制镫骨的位移，从而起到保护内耳的作用[37]。但这种镫骨肌反射对应的力学属性如何变化，至今尚无研究报道。为了降低建模的难度，文中没有考虑该特性。因此，本研究的研究结果与实际值相比会偏大。

本研究表明，针对压电式人工中耳，激振砧骨长突的听力补偿效果要好于激振鼓膜，激振砧骨体的听力补偿效果相对最差。该结果与Bornitz等[19]研究结果一致。出现这样结果可能是由于各激振点相对于中耳运动转轴的力臂不同所致。由于砧锤关节弹性模量较大，使得锤骨和砧骨间可近似视为一个刚体运动[38]。故作动器作用点在砧骨长突、砧骨体、鼓膜时，因砧骨和锤骨作为一个刚体运动，作动器驱动下的听骨链运动主要受支撑听骨链杠杆系统的各韧带、肌所构成的阻抗限制，即对应的作动器激振效果受杠杆作用限制。具体来说，人耳听骨链正常运动时可以看作是以砧锤关节为支点的杠杆运动[33]，如图7所示。图中L1、L2、L3分别为作动器作用于鼓膜脐部、砧骨长突和砧骨体时相对于该旋转支点的力臂。可见，作动器作用于砧骨长突和鼓膜脐部时的力臂(L2、L1)要比其作用于砧骨体时的力臂(L3)长。故输入相同的位移载荷时，当作动器作用于砧骨长突将产生更大的激振效果。鼓膜脐部虽然也远离砧锤关节，但是能量传递的路程更远，振动在介质之间传递时，可能导致能量的损失加大。因此，激振效果会比砧骨长突激励听力补偿效果略差。此外，通过两种不同评价标准对压电式人工中耳进行分析，结果表明在频率高于1 kHz时，两种响应对应的等效声压级值明显增加。将该结果与Kim 等电磁式人工中耳研究结果[34]对比，可见压电式人工中耳在高频段比电磁式人工中耳增益好。

图7 听骨链杠杆放大原理Fig.7 The lever amplification principle of ossicular chain

激励圆窗的听力补偿效果在低于400 Hz频率段表现得较不理想；但在中高频段(大于1 kHz)，其听力补偿性能要优于其他几处激振位置。考虑到感音神经性听力损伤多发生在高频段[39]，这种性能对听力损伤的补助至关重要。该结果与王学林等的研究结果[17]一致。在分析圆窗激励时，因人在普通对话时的声压级为50～60 dB SPL，而人工中耳往往在外部施加声强的基础上增30 dB SPL以上的增益[40](相对于外部传入的声音，强度增大31倍以上)，即人工中耳输入能量比正常感声传入的能量大很多，因此本研究没有考虑正常感声引起的耳蜗响应与圆窗激励产生的耳蜗响应之间的相互作用。

从两组评价标准的结果对比可见，以镫骨足底板响应为人工中耳性能评价指标时，会低估激振圆窗时的听力补偿效果，而对其他几种激振位置的听力补偿效果评估较准确。这主要是由于激振圆窗时，声音在人耳的传递路径不同于激振其他位置。具体来说，激振鼓膜、砧骨体、砧骨长突时，声音像正常人耳感声一样，通过连接镫骨足板的卵圆窗输入耳蜗，通过耳蜗圆窗卸载，称之为“正向”激励[17,41]。而激励圆窗时，声音传入耳蜗的方向正好相反，即通过圆窗将运动输入，通过卵圆窗卸载，故称之为“逆向”激励[17,41]。从传递路径可以看出，“逆向”激励时，从圆窗输入的能量先推动耳蜗内淋巴液和基底膜的运动，再通过靠近卵圆窗处淋巴液的压强推动镫骨运动。由于镫骨连接着听骨链，这种由耳蜗内流体压强推动镫骨的反向运动受到听骨链阻抗的约束，故镫骨运动被弱化。这种弱化的基底膜运动响应和镫骨响应间的比值，必大于“正向”激励所得的结果。故仍用“正向”传递所得的人工中耳镫骨响应评价标准，必将低估圆窗激振的实际效果。哈佛大学Nakajima等实验研究[3,42]也证实了该结论。由于耳蜗具有螺旋骨迷路，使得实验测量耳蜗内各处的基底膜响应较困难。又因为基底膜运动是由鼓阶和前庭阶内流体压差引起，故Nakajima等改用测量耳蜗内靠近基部的压差来近似获得基底膜响应。如图8所示，UStap代表镫骨体积速度、URW代表圆窗体积速度、PSV代表前庭阶压强、PST代表鼓阶压强，则“正向”激振下，耳蜗内压差与镫骨体积速度间的关系为(F代表“正向”激励)

图8 耳蜗简化示意Fig.8 Illustration of a simplified cochlea

(2)

从实验结果[42]来看，该值随着频率变化，约为20 GΩ。而当“逆向”激振时，Nakajima等没有给出耳蜗内压差与镫骨运动间的关系，但测出了“逆向”激振时耳蜗内压差与鼓阶压强间的关系[3]，即

(3)

其值约为0.79[3]。将耳蜗内淋巴液近似视为不可压缩流体，则圆窗处的体积速度URW与镫骨处体积速度UStap相等。故“逆向”激振下，鼓阶内压强可展开为

(4)

式中，ZT为“逆向”激振圆窗时的总阻抗，其值约为70 GΩ[3]。

将式(4)代入式(3)，可得(R代表“逆向”激励)

(5)

将上述实验所测值代入，得ZDiff，R约为55.3 GΩ，大于“正向”激振时的ZDiff，F(约20 GΩ)。故“逆向”激振时，耳蜗内压差与镫骨响应间比值较大，即单位耳蜗内压差对应了较小的镫骨响应。而如前所述，耳蜗内压差与基底膜响应对应。故“逆向”激振时，单位基底膜响应对应着较小的镫骨响应。而“正向”激振时，单位基底膜响应对应着较大的镫骨响应。故以正常感声这种“正向”激励的镫骨响应来评判圆窗激振这种“逆向”激励，将低估基底膜的实际响应值，进而低估了圆窗激振的实际听力补偿效果。

4 结论

本研究基于微CT扫描和逆向成型技术，建立了人耳传声力学模型，并通过两个实验数据对模型可靠性进行了验证。再基于该模型，通过在不同位置施加位移激励来分析激振部位对压电式人工中耳听力补偿性能的影响。结果表明：高频段激振圆窗时，压电式人工中耳听力补偿效果最好，考虑到感音神经性听力损伤多发生在高频段，这对该类耳聋的补偿特别有利。此外，激振砧骨长突和鼓膜脐部也具有较好的听力补偿性能。砧骨体的激振效果最不理想。此外，以镫骨足底板位移为评估标准会低估圆窗激振的中高频听力补偿效果。

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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， 录用日期:2017-03-15

国家自然科学基金(51305442)；江苏省自然科学基金(BK20130194)；高等学校博士学科点专项科研基金(20130095120010)

R197.39

A

0258-8021(2017) 04-0426-08

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