新型人工中耳壓電振子設(shè)計

劉后廣，塔 娜，饒柱石

(上海交通大學(xué) 機械系統(tǒng)與振動國家重點實驗室，上海 200240)

新型人工中耳壓電振子設(shè)計

劉后廣，塔 娜，饒柱石

(上海交通大學(xué) 機械系統(tǒng)與振動國家重點實驗室，上海 200240)

提出利用壓電疊堆作砧骨激勵式人工中耳的振子，并利用中耳－壓電疊堆耦合力學(xué)模型對該壓電疊堆振子進(jìn)行輔助設(shè)計。該模型基于一無任何聽力損傷病史的成年志愿者的左耳，利用CT掃描和逆向成型技術(shù)建成。其可靠性通過與實驗對比加以驗證。最終設(shè)計的壓電振子只需要10.5 V的有效驅(qū)動電壓，便可以對鐙骨激起相當(dāng)于鼓膜處90 dB聲壓激勵的振幅。該振子在頻率為1 kHz的單伏電壓驅(qū)動工況下，能耗僅為0.03 mW，滿足人工中耳低電壓、低能耗的要求。

人工中耳;壓電疊堆;有限元分析

聽力損傷是國內(nèi)最常見的疾病之一，據(jù)2006年第二次全國殘疾人抽樣調(diào)查顯示，國內(nèi)有2780萬聽力損傷患者［1］。如今，隨著聽力學(xué)理論的不斷充實及耳顯微外科手術(shù)的迅速發(fā)展，相當(dāng)一部分聽力損傷患者得到了有效的治療，多數(shù)傳導(dǎo)性聽力損傷的患者可以通過手術(shù)提高聽力。但大部分感音神經(jīng)性聽力損傷目前仍缺乏具有針對性的有效治療，常規(guī)的還是采用佩戴傳統(tǒng)助聽器的方式來改善聽力。而傳統(tǒng)助聽器只能解決輕度到中度感音神經(jīng)性聽力損傷;佩戴舒適性不佳，患者常常有耳道堵塞的感覺;輸出的聲音信號和耳道反饋的聲音信號混疊，使人感受到的聲音信號清晰度降低［2］，這些不足使得很多患者不愿意佩戴傳統(tǒng)助聽器［3］。針對這一問題，國內(nèi)、外很多機構(gòu)開始研究中耳植入式助聽裝置［4－6］。

中耳植入式助聽裝置又名人工中耳，根據(jù)其振子驅(qū)動方式的不同可以分為電磁式和壓電式兩種。其中，壓電式較電磁式具有頻帶寬、能耗小、制造成本低及抗電磁干擾等優(yōu)點，目前采用該技術(shù)的人工中耳主要有：日本Rion公司的Rion Device E－type、美國Envoy Medical公司的Esteem及澳大利亞Cochlear Corporation公司的TICA。臨床研究表明，這些壓電式人工中耳都能在不同程度上對患者的聽力損傷進(jìn)行補償。但是，這些人工中耳皆采用了壓電雙晶片結(jié)構(gòu)，輸出增益較小，只能解決傳導(dǎo)性聽力損傷及中、輕度感音神經(jīng)性聽力損傷。此外，Rion Device E－type與Esteem的植入皆需要切斷聽骨鏈，這樣勢必破壞正常人耳的聲音傳輸功能，且這種破壞是不可逆轉(zhuǎn)的，進(jìn)而造成進(jìn)一步的傳導(dǎo)性聽力損傷。

本文提出了一款新型壓電式人工中耳，并對其壓電振子進(jìn)行了初步設(shè)計。該人工中耳的植入無需切斷聽骨鏈;且其壓電振子采用了壓電疊堆的形式，輸出增益高于傳統(tǒng)壓電式人工中耳。為了輔助設(shè)計該壓電振子，文中還建立了中耳－壓電振子耦合模型，該模型的可靠性通過與實驗對比加以驗證。結(jié)果表明，該壓電振子所需能耗較小，符合人工中耳低能耗要求。

1 新型人工中耳的組成結(jié)構(gòu)

該人工中耳構(gòu)成及植入位置如圖1所示，主要由麥克風(fēng)、信號處理裝置、電源模塊及壓電振子所構(gòu)成。其基本工作原理為，系統(tǒng)由麥克風(fēng)將聲音信號采集，再由信號處理單元根據(jù)患者聽力損失情況進(jìn)行相應(yīng)的信號處理，將處理后的信號變成電壓信號傳給壓電振子，通過壓電振子的伸縮運動直接驅(qū)動聽骨鏈高效振動，繼而振動內(nèi)耳淋巴液，刺激聽覺末梢感受器產(chǎn)生聽覺。這種直接驅(qū)動聽骨鏈的設(shè)計更接近生理情況下的聽覺產(chǎn)生途徑，從而提高了聲音保真度。為了提高輸出增益，該壓電振子采用壓電疊堆來實現(xiàn)。

圖1 新型人工中耳示意圖Fig.1 Schematic of the new type of middle ear implant

2 壓電振子結(jié)構(gòu)參數(shù)設(shè)計

該壓電振子主要由壓電疊堆構(gòu)成，故文中主要對該壓電疊堆進(jìn)行設(shè)計。

2.1 壓電疊堆質(zhì)量及幾何尺寸的確定

該壓電振子植入在乳突室內(nèi)，而人體乳突室空間較小，故所設(shè)計的壓電振子不能過大。但過小的壓電振子又對制造工藝提出了較高要求。綜合考慮以上因素，確定其壓電疊堆的橫截面積為2×2 mm2，高度為2 mm。壓電材料選為PZT－4。

2.2 壓電振子中壓電疊堆層數(shù)的確定

由于中耳系統(tǒng)具有復(fù)雜的幾何形態(tài)、超微結(jié)構(gòu)特征，很難通過人體實驗來輔助設(shè)計中耳植入裝置，所以需要借助于中耳力學(xué)模型。近幾十年，國外在中耳力學(xué)模擬上提出了集總參數(shù)模型［7］、模擬線路模型［8］及多體動力學(xué)模型［9］，雖然都對中耳運動機理的研究做出了貢獻(xiàn)，但中耳系統(tǒng)較為復(fù)雜、且具有非同質(zhì)性和各向異性的結(jié)構(gòu)組織，這些特性都很難利用前面的解析法進(jìn)行模擬。有限元法卻有這方面的優(yōu)勢，隨著計算機運行速度的提高和大型有限元軟件的出現(xiàn)，國內(nèi)、外很多學(xué)者都開始這一方面的研究，并將其用在中耳植入器件的研發(fā)上［10－12］。文中，為了確定所需的壓電疊堆的層數(shù)，我們也建立了人體中耳力學(xué)模型。

圖2 壓電疊堆振子－人體中耳耦合力學(xué)模型Fig.2 Coupling mechanics model of the piezoelectric stack actuator and the human middle ear

2.2.1 中耳有限元模型

該有限元模型中中耳部分是通過CT掃描一無任何聽力損傷病史的成年志愿者左耳，利用逆向成型技術(shù)所建成。其中各組織結(jié)構(gòu)的材料屬性如表1所列，主要參考文獻(xiàn)［13，14］。邊界條件如表 2 所列［15，16］。此外，材料泊松比均取為0.3，瑞利阻尼系數(shù)取為α=0 s－1，β =0.000 1 s。

表2 中耳有限元模型邊界條件Tab.2 Boundary conditions of middle ear FE model

為了驗證該模型的可靠性，進(jìn)行兩組對比實驗。在模型鼓膜處施加90 dB聲壓下，計算鐙骨底板、鼓膜臍部的位移頻響情況，并先后與GAN等人對10例人體顳骨標(biāo)本所測得的相應(yīng)數(shù)據(jù)［17］進(jìn)行對比，結(jié)果分別如圖3、圖4所示。由圖可見，在兩組模型對比驗證中，模型計算值在低頻段均略高于實驗測量均值;在中、高頻段(＞900 Hz)均低于實驗測量均值。但總體上，模型計算值在趨勢上與實驗測量值一致、幅值上也比較接近實驗測量值，滿足用以預(yù)測中耳生物力學(xué)特性的要求。

圖3 鐙骨底板位移對比Fig.3 Comparison of the stapes footplate displacement

圖4 鼓膜臍部位移對比Fig.4 Comparison of the umbo displacement

2.2.2 壓電振子與中耳的耦合力學(xué)模型

在建立耦合力學(xué)模型之前，先建立壓電振子中壓電疊堆的有限元模型，壓電材料選為PZT－4，其材料屬性列于表3。壓電有限元方程可以寫成節(jié)點位移U和節(jié)點電勢 Φ 表達(dá)的形式［18，19］，如式1所示：

其中，F(xiàn)為力的作用，Q為電場作用。該方程組又可以轉(zhuǎn)化成如下矩陣形式，

Kuu——機械剛度矩陣

Kuφ——壓電耦合矩陣

Kφφ——介電剛度矩陣

Muu——質(zhì)量矩陣

Cuu——機械阻尼矩陣

Bu，Bφ——形函數(shù)倒數(shù)

c——彈性系數(shù)

e——壓電系數(shù)

ε——介電常數(shù)矩陣

β——阻尼系數(shù)

表3 PZT－4材料特性參數(shù)Tab.3 Material parameters of PZT－4

再將建立好的壓電疊堆有限元模型通過耦合桿與中耳有限元模型合成在一起。耦合桿采用桿單元近似模擬，其一端與壓電疊堆頂端上的一節(jié)點耦合，另一端與砧骨體上一節(jié)點耦合。材料選為生物相容性較好的鈦合金，密度為4 500 kg/m3，彈性模量為1.078×105MPa。耦合桿長度為2 mm，橫截面積為0.3 mm2。最終建成人體中耳—壓電振子耦合有限元模型，如圖2所示。

2.2.3 壓電疊堆層數(shù)的確定

出于安全考慮，壓電振子的最大有效驅(qū)動電壓取為10.5 V［20］。通過以上建立起的耦合模型的數(shù)值計算，得到在該電壓驅(qū)動下壓電疊堆層數(shù)對振子激振效果的影響如圖5所示。從中可見，15層的壓電疊堆構(gòu)成的壓電振子便可在10.5 V的有效驅(qū)動電壓作用下，于低頻區(qū)對鐙骨激勵起相應(yīng)于90 dB聲壓的激振幅值。且在高頻(大于1 kHz)區(qū)，這種激勵效果更明顯，到4 kHz處鐙骨被激振幅度相當(dāng)于120 dB的聲壓激勵(如圖6所示)。該激振幅度滿足人工中耳的鐙骨激振要求［21］。

圖5 鐙骨腳底板位移頻響曲線Fig.5 Frequency response of stapes footplate displacement

圖6 等效鼓膜處激勵聲壓(15層壓電疊堆振子在10.5 V rms驅(qū)動電壓作用下)Fig.6 Equivalent sound pressure levels at the tympanic membrane for the 15 layer’s piezo－stack actuator excitation at 10.5 V rms

3 振子能耗分析

人工中耳屬于植入裝置，其振子能耗不能過大，文［21］報道的壓電振子能耗量僅為2.5 mW。故需對文中的壓電疊堆式振子的能耗進(jìn)行分析。

壓電片工作頻率遠(yuǎn)低于其固有頻率時，其能耗特性可以近似為一電容器［22］。壓電疊堆的近似電容可由其所有單層壓電片的近似電容累加得到，如式(3)所示：

其中ε0為真空中介電常數(shù);ε33為相對介電常數(shù);A為疊堆電極表面積;t為單層壓電片的厚度。壓電疊堆在驅(qū)動頻率為f的正弦電壓Vrms驅(qū)動下，有效電流Irms及相應(yīng)的能耗Prms分別為：

根據(jù)以上公式計算可得，該PZT－4疊堆構(gòu)成的壓電振子的近似電容為6.4 nF;有效電流為0.04 mA;在1 kHz的單伏電壓驅(qū)動下能耗量為0.03 mW。該壓電振子在10.5 V有效電壓驅(qū)動下，能耗也僅為3.09 mW，滿足人工中耳的低能耗要求。

4 結(jié)論

本文設(shè)計了一款新型人工中耳的壓電振子，該振子由壓電疊堆來實現(xiàn)?？紤]到植入空間及制作工藝的限制，該壓電疊堆的橫截面積取為2×2 mm2，高度為2 mm。壓電疊堆的材料選為PZT－4。該壓電振子的植入不會對患者聽骨鏈造成過大損傷。通過壓電疊堆—中耳耦合力學(xué)模型的數(shù)值計算，最終確定壓電振子中壓電疊堆的層數(shù)為15。該壓電振子在10.5 V最大有效驅(qū)動電壓作用下，能耗僅為3.09 mW，滿足人工中耳的低能耗要求。此外，該壓電振子的高頻段增益較大，考慮到大部分感音神經(jīng)性聽力損傷多發(fā)生在高頻段，故該特性對患者的聽力補償特別有利。

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Design of a new type of piezoelectric actuator for middle ear implant

LIU Hou－guang，TA Na，RAO Zhu－shi
(State Key Laboratory of Mechanical System and Vibration，Shanghai Jiao Tong University，Shanghai 200240，China)

A piezoelectric stack actuator for incus driving type middle ear implant was proposed and designed.To aid the design，a coupled mechanical model between a human middle ear and a piezoelectric stack actuator was constructed.This model was built based on a complete set of computerized tomography section images of a healthy volunteer's left ear with reverse engineering technology.The result showed that the stapes footplate displacement stimulated with the designed piezoelectric stack actuator's excitation at 10.5 V rms is equivalent to that from acoustic stimulation at 90 dB SPL，adequate to the ossicular chain;the corresponding power consumption is 0.03 mW per volt of excitation at 1 kHz，low enough to meet the requirements of a middle ear implant.

middle ear implant;piezoelectric stack;finite element analysis

TH785.1

A

國家自然科學(xué)基金(10772121);上海交通大學(xué)醫(yī)工交叉研究基金(YG2007MS14)

2010－04－23 修改稿收到日期：2010－06－24

劉后廣 男，博士生，1982年9月生

饒柱石 男，教授，博士生導(dǎo)師，1962年生