砧骨激勵式壓電振子聽力補償性能實驗

劉后廣，田佳彬，饒柱石，黃新生，塔娜，檀俊

（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200072）

砧骨激勵式壓電振子聽力補償性能實驗

劉后廣1,2，田佳彬2，饒柱石2，黃新生3，塔娜2，檀俊3

（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200072）

針對傳統(tǒng)壓電式人工中耳輸出增益較小、工作頻帶窄的問題，提出利用壓電疊堆型壓電振子激振砧骨體來補償聽力。為驗證該方案的可行性，搭建由送聲器、測聲探管、壓電振子及激光測振儀等構成的顳骨實驗臺，對振子動態(tài)特性、聽骨鏈在聲激勵下及壓電振子激振下的動態(tài)特性進行了測量。通過對比分析鐙骨在兩種激勵下的運動情況，研究壓電振子的聽力補償情況。結果顯示，該砧骨激勵式壓電振子在低功耗、低電壓下，便能對聽力損傷進行有效補償。此外，該壓電振子聽力補償時還具有高頻性能優(yōu)異的特點，一方面在同等驅動電壓下，高頻補償能力更強，能激起高達130 dB鼓膜聲激勵對應的運動幅度；另一方面，對高頻段聽力補償時，具有較高的清晰度。

振動與波；人工中耳；聽力損傷；壓電振子；顳骨實驗

針對傳統(tǒng)助聽器輸出增益小、伴有聲反饋、耳道堵塞等問題，人工中耳成為近年來的一個研究熱點問題[1]。該類裝置通過植入于體內的振子，直接激振聽骨鏈來實現聽力補償。根據振子驅動原理的不同，人工中耳可分為壓電式和電磁式兩種。其中，壓電式人工中耳具有能耗小、制造成本低及抗電磁干擾等優(yōu)點[2]。目前采用該技術的人工中耳主要有：日本Rion公司的Rion Device E-type[3]、美國Envoy Medical公司的Esteem[4]及澳大利亞Cochlear Corporation公司的TICA[5]。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行補償。但是，這些人工中耳的壓電振子皆采用了壓電雙晶片結構，輸出增益較小、工作頻帶窄，只能解決傳導性聽力損傷及中、輕度感音神經性聽力損傷。此外，Rion Device E-type與Esteem的振子植入皆需切斷聽骨鏈，這樣勢必破壞正常人耳的聲音傳輸功能，且這種破壞不可逆轉，將造成進一步的傳導性聽力損傷。

針對以上問題，且考慮到壓電疊堆輸出增益較大、工作頻帶寬，我們前期曾提出了采用壓電疊堆型壓電振子激振砧骨體的聽力損傷補償方案[6]。為了進一步驗證該方案的可行性，本文搭建了由送聲器、測聲探管、壓電振子及激光測振儀等構成的顳骨實驗臺，并基于該平臺對砧骨激勵式壓電振子的聽骨鏈激振效果進行了實驗研究。

1 砧骨激勵式壓電振子工作原理

為了克服傳統(tǒng)壓電式人工中耳輸出增益較小、工作頻帶窄的問題，我們提出了采用壓電疊堆型壓電振子激振砧骨體的聽力損傷補償方法，使其能夠補償較高程度的聽力損傷。采用該類振子的整個人工中耳系統(tǒng)如圖1所示，該系統(tǒng)主要由麥克風、信號處理裝置、電源模塊及壓電振子所構成。其基本工作原理為，系統(tǒng)由麥克風將聲音信號采集，再由信號處理單元根據患者聽力損失情況進行相應的信號處理，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動聽骨鏈高效振動，繼而振動內耳淋巴液，刺激聽覺末梢感受器產生聽覺。這種直接驅動聽骨鏈的設計更接近生理情況下的聽覺產生途徑，從而提高了聲音保真度。

2 實驗測試

2.1 壓電振子動態(tài)性能測試

考慮到人耳解剖結構，特別是中耳腔及乳突室的空間限制，結合前期的數值模擬研究[6]，并參考國內外廠商現有產品，選用德國PI公司（Physik Instrumente,Waldbronn,Germany）的PL022型疊堆式壓電振子作為本次研究之用。該壓電振子如圖2所示，其幾何尺寸為2×2×2 mm3，滿足空間限制要求。其壓電疊堆層數為50，最大驅動力為120 N，遠大于100 dB聽力補償所需的89μN的要求[7,8]。

圖1 砧骨激勵式壓電型人工中耳

圖2 壓電疊堆型壓電振子

對該壓電振子先后直接輸入5V、10.5 V的有效驅動電壓，頻率從200～10 000 Hz，利用激光測振系統(tǒng)（PSV 300，德國Polytec公司）測得該壓電振子輸出位移的幅頻曲線，如圖3所示。從中可見，該壓電振子的輸出位移與輸入驅動電壓間呈現了較好的線性關系，且在高頻段也能很好地維持這種線性關系，表現出較好的高頻動態(tài)特性，這將有助于對感音神經性聽力損傷的補償（絕大多數感應神經性聽力損傷皆發(fā)生在高頻段）。

2.2 鼓膜聲激勵下鐙骨運動測試

美國食品和藥品管理局（U.S.Food and Drug Adm inistration，FDA）就人工中耳出臺的性能測試規(guī)范文件中[9]明確指出，用于驗證人工中耳聽力補償能力的顳骨必須包括耳蝸，且其內部中耳在250～4 000 Hz頻率段的速度傳遞曲線需落在Rosowski等[10]所給出的上、下限之間。故在進行顳骨壓電振子激勵實驗前，需先檢測所用顳骨能否滿足要求。

為此，下面進行顳骨聲激勵實驗，實驗原理圖如圖4所示，實際實驗布置如圖5所示。實驗中，所選用的顳骨出自于一無任何聽力病變的成人，且通過手術顯微鏡檢查確定其鼓膜、聽小骨及耳蝸皆保存完好。通過手術在保證聽小骨及韌帶不破壞的前提下，將鐙骨部分暴露，并在其上噴灑反光粉（德國Chemetall公司的ARDROX 9D1B），以增強反光信號，方便激光測振儀測量。再通過顳骨夾將該顳骨固定在減振臺上。利用激光測振儀系統(tǒng)（德國Polytec公司的PSV 300）自帶的函數發(fā)生器產生單頻信號，并通過功率放大器（南京佛能科技實業(yè)有限公司的HVP-300）將該信號放大進而驅動送聲器（美國Etymotic Research公司的ER-2）。送聲器將聲音送入顳骨中的耳道內，驅動鼓膜帶動聽骨鏈振動。為了保證鼓膜處實際施加聲壓為設定值，還將測聲探管（美國Etymotic Research公司的ER-7C）的探測管端部插入耳道內距鼓膜處約2 mm距離，以校核送聲器的實際輸入聲壓。最后，通過激光頭（德國Polytec公司的OFV 056）將激光束打到鐙骨后腳(Posterior crus of stapes)上，測量鐙骨在該聲激勵下的運動情況。激光頭最終將所測數據傳給激光測振系統(tǒng)，在激光測振系統(tǒng)自帶的電腦上對數據進行處理和顯示。

圖3 壓電振子輸出位移

在鼓膜處施加100 dB聲壓的純音激勵，頻率從200～5 000 Hz，測得鐙骨在該激振下的運動速度，由所測的鐙骨運動速度除以鼓膜處所施加的聲壓，得到反映中耳傳遞特性的中耳傳遞函數曲線，如圖6所示，并將其與FDA在人工中耳性能測試規(guī)范中給出的該值上、下限[9,10]進行對比。從圖中可見，所用顳骨的中耳傳遞函數曲線在250～4 000 Hz頻率段完全落在規(guī)范中給定的上、下限之間，滿足規(guī)范中對人工中耳性能驗證實驗中顳骨的要求。故該顳骨可用于后續(xù)的壓電振子聽力補償性能研究。

2.3 壓電振子激勵下鐙骨運動測試

圖4 顳骨聲激勵實驗原理圖

圖5 實際顳骨聲激勵實驗

圖6 實驗所測鐙骨速度傳遞函數

本小節(jié)將測試顳骨在壓電振子激振下的鐙骨運動情況，并將其與鼓膜聲激勵下的效果進行對比，以研究壓電振子實際聽力補償效果。該實驗的實驗原理圖如圖7所示。首先，利用環(huán)氧樹脂將壓電振子的兩端分別固定在顳骨中砧骨體與中耳腔壁上，此時，壓電振子將按照第1節(jié)所述直接作用在砧骨體上；通過激光測振系統(tǒng)自帶的函數發(fā)生器產生激勵信號，再利用功率放大器將該激勵信號放大驅動壓電振子，使得壓電振子做伸縮運動，進而帶動聽骨鏈振動；最后，利用激光頭測量此時的鐙骨運動情況。實際所搭建的實驗平臺如圖8所示。

2.3.1 壓電振子激振下的鐙骨位移

出于安全考慮，壓電振子的最大有效驅動電壓取為10.5 V[11]。下面將測試該壓電振子在該安全電壓下的聽力補償能力。利用激光測振系統(tǒng)PSV 300內部自帶的信號發(fā)生功能和功率放大器對壓電振子輸入10.5 V的有效驅動電壓，再利用激光測振系統(tǒng)測量在該激勵下鐙骨的運動位移，結果如圖9所示，并將其與鼓膜100 dB聲激勵下的鐙骨位移進行對比。從圖9中可見，該壓電振子在10.5 V的有效驅動電壓下，便能在低頻區(qū)激振起相應于100～110 dB鼓膜聲激勵的鐙骨位移。而且這種激振效果在高頻區(qū)（＞1 kHz）更加明顯，于5 kHz處能對高達130 dB的聽力損傷進行補償（如圖10所示）。該實驗結果驗證了該壓電振子實際的聽力損傷補償能力。且其具有較好的高頻增益，考慮到感音神經性聽力損傷多發(fā)生在高頻段，這一特性對助聽裝置來說特別有利。

圖7 顳骨壓電振子激振實驗原理圖

圖8 實際顳骨壓電振子激振實驗

2.3.2 壓電振子聽力補償清晰度

清晰度是反映助聽裝置性能的一個重要指標，清晰度較差，會使配戴者難以分辨語音和語調，久而久之將進一步破壞殘留聽力。為此，美國國家標準協會(American National Standards Institute,ANSI)在其頒布的助聽器特性規(guī)范標準中（ANSI S3.22-2003）[12]，采用了總諧波失真（Total harmonic distortion,THD）對該指標進行評定，且規(guī)定測試頻率分別取500 Hz、800 Hz及1 600 Hz。通常，THD小于3%的失真，人耳不易識別，故助聽器一般采用小于3%作為諧波失真的指標要求。

圖9 鐙骨位移幅頻曲線

圖10 等效鼓膜處激勵聲壓（壓電振子在10.5 V rms驅動電壓作用下）

為了檢驗該壓電振子聽力補償時的清晰度能否滿足基本要求，也參考助聽器特性規(guī)范標準（ANSI S3.22-2003），分別對其激振時500 Hz、800 Hz及1 600 Hz頻率下的總諧波失真進行了測試。測試過程如下：首先，分別對壓電振子施加500 Hz、800 Hz及1 600 Hz的單頻驅動電壓（有效值為10.5 V)，并通過激光測振儀測得相應的鐙骨速度幅頻曲線，所測值如圖11.a、11.b及11.c所示；再根據(1)式[13]計算得出相應的總諧波失真值，式中A1代表基頻對應的幅值，An代表第n次諧波分量所對應的幅值。最終得到相應THD值分別為1.1%(500 Hz)、0.8%(800 Hz)、0.7%(1 600 Hz)，皆遠小于3%，故該壓電振子的聽力補償具有較高的清晰度。此外，還測得了300 Hz、1 000 Hz及2 000 Hz對應的總諧波失真值，并將所有測得的THD值繪于圖11.d中。從圖11.d中可見，所測頻率對應的THD值都小于3%，皆能滿足助聽裝置清晰度的要求。此外,還能看出所測得的THD值隨頻率而變化，在低頻段值較大，高頻段值較小，這意味著該壓電振子聽力補償時高頻段的清晰度更高。

2.4 壓電振子功耗分析

人工中耳屬于植入裝置，其振子功耗不能過大，文[14]報道的壓電振子功耗量僅為2.5 mW。故需對文中的壓電疊堆式振子的功耗進行分析。

壓電片工作頻率遠低于其固有頻率時，其功耗特性可以近似為一電容器[13]。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(2)式所示

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

根據以上公式計算可得，該PL022型疊堆構成的壓電振子的近似電容為71 nF；有效電流為0.44 mA；在1 kHz的單伏電壓驅動下功耗量為0.31 mW，滿足人工中耳的低功耗要求。

3 結語

為了驗證壓電疊堆型壓電振子激振砧骨體的聽力損傷補償方案，搭建了由送聲器、測聲探管、壓電振子及激光測振儀等構成的顳骨實驗臺?；谠搶嶒炁_，先后對壓電振子動態(tài)特性、聽骨鏈在聲激勵下及壓電振子激勵下的動態(tài)特性進行了測量。通過對比分析鐙骨在兩種激勵下的運動位移，研究壓電振子的聽力補償能力；測試了壓電振子激振下聽骨鏈運動的總諧波失真，以研究壓電振子聽力補償時的清晰度；計算了壓電振子的功耗。研究所得主要結論如下：

(1)所用壓電疊堆型壓電振子在10.5 V有效電壓下便能將聽骨鏈激振起100 dB鼓膜聲激勵所對應的運動幅度；且其聽力補償能力在高頻段更加優(yōu)異，在該驅動電壓不變的情況下，壓電振子能夠在高頻將聽骨鏈激起130 dB鼓膜聲激勵對應的運動幅度；

(2)在壓電振子激振下，測得鐙骨運動的總諧波失真分別為1.1%在500 Hz，0.8%在800 Hz，0.7%在1 600 Hz，皆遠小于3%，滿足現有標準對助聽裝

圖11 壓電振子激振下鐙骨速度譜與總諧波失真圖

置的清晰度要求。此外，該諧波失真在高頻段更小，可見其聽力補償在高頻段具有較高的清晰度；

(3)該壓電疊堆型壓電振子的近似電容為71 nF；在1 kHz的單伏有效電壓驅動下，有效電流為0.44 mA，功耗量為0.31 mW。該功耗量滿足人工中耳對振子的低功耗要求。

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Experiment ofAudition Compensation Performance of an Incus Driving Piezoelectric Vibrator in Human Temporal Bone

LIU Hou-guang1,2,TIAN Jia-bin2,RAO Zhu-shi2HUANG Xin-sheng3,TA Na2,TAN Jun3

(1.China University of M ining and Technology,Xuzhou 221116,Jiansu China; 2.State Key Laboratory of Mechanical System and Vibration,Shanghai Jiaotong University, Shanghai 200240,China; 3.ENT Department of Zhongshan Hospital,Fudan University,Shanghai 200072,China)

To overcome the shortcom ings of small output gain and narrow frequency bandwidth in traditional piezoelectric middle-ear implants,a newincus-body driving vibrator attached to a piezoelectric stack is proposed.To verify the feasibility of this proposal,a human temporal bone experimental platform with earphone,probe m icrophone, piezoelectric vibrator and laser vibrometer is built.Based on this platform,the dynamic characteristics of the piezoelectric vibrator and the ear-bone chain are tested under the sound excitation and the piezoelectric vibrator excitation.Through the comparison and analysis of the dynamic performances of the stirrup-bone under the two excitations,the audition compensation performance of the piezoelectric vibrator is studied.The result shows that the incus driving piezoelectric vibrator can compensate hearing loss efficiently under low-power and low-voltage conditions.This vibrator has very good audition compensation effect at high frequencies.Under the same driving voltage,it can actuate the vibration as high as 130 dB corresponding to the eardrum sound excitation,and has high output gain at high frequencies with small harmonic distortion.

vibration and wave;m iddle ear implant;hearing loss;piezoelectric actuator;temporal bone experiment

TH785.1

A

10.3969/j.issn.1006-1335.2014.01.043

1006-1355(2014)01-0191-05

2012-12-13

國家自然科學基金（11172168）；江蘇高校優(yōu)勢學科建設工程資助項目

劉后廣(1982-)，男，安徽滁州人，博士，從事醫(yī)療器械機電系統(tǒng)、人耳力學研究。

饒柱石（1962-），男，教授，博士生導師，從事機械振動與智能控制研究。

E-mail:zsrao@sjtu.edu.cn