基于耦合模型的人工中耳压电振子设计

　　听力损伤是国内最常见的疾病之一,据2006年第二次全国残疾人抽样调查显示,国内有2 780万听力损伤患者[1]。随着听力学的不断充实及耳显微外科手术的迅速发展,多数传导性听力损伤患者可通过手术提高听力,但大部分感音神经性听力损伤目前仍缺乏针对性的有效治疗,常规的还是采用佩戴传统助听器的方式改善听力。而传统助听器存在诸多缺陷,如助听器佩戴引起的堵耳效应、啸叫、语音失真及高频听力增益不足等,不能满足所有感音神经性聋患者的需求,甚至部分耳聋患者因外耳道炎、外耳畸形、乳突根治术后等原因,根本无法佩戴助听器[2]。针对这一问题,国外很多机构开始研究人工中耳。其中,悬浮振子式结构由于其植入手术简单而被人工中耳广泛采用[3-5]。它又可以根据驱动方式的不同分为电磁式和压电式,其中电磁式的已有多款通过临床验证,而压电式的却鲜有研究报道。由于压电式较电磁式具有频带宽、能耗小、制造成本低及抗电磁干扰等优点,韩国近两年做了该方面的一些理论探索研究[5],但他们对压电悬浮振子建模时没有考虑听骨链的生物力学特性。为此,本文建立了中耳与压电振子的耦合力学模型,并利用该模型分析设计人工中耳压电式悬浮振子。振子的几何尺寸、质量及压电叠堆的层数最终被研究确定,使得该振子能通过简单的手术植入在砧骨长突上,并可以产生高度感音神经性耳聋患者所需的激励力。

　　1　压电式悬浮振子的组成结构

　　振子的结构如图1所示,它由绑定装置、压电叠堆及质量块所组成,最终通过绑定装置将其绑定在听骨链的砧骨长突上。右端绑定质量块是为了使压电叠堆的伸缩位移更多地传给听骨链。其工作原理为,系统由体外的麦克风将声音信号采集,再由信号处理单元根据患者听力损失情况进行相应的信号处理,将处理后的信号变成电压信号传给压电振子,通过压电叠堆的伸缩运动带动听骨链振动,最终让大脑感受到声音。

　　2　压电振子结构参数设计

　　2.1　压电振子质量及几何尺寸的确定

　　人工中耳停止工作时,患者的残余听力将会由于振子惰性的存在而恶化。研究表明振子质量超过110 mg将会显著影响正常人耳的声音传递特性[6]。近期的颞骨实验显示,这种影响主要表现在镫骨脚底板响应位移的减小,且减小幅度随着频率而变化,高频区的减小最严重[7]。除此之外,该位移的减小还随着振子质量不同而变化,振子质量越大,镫骨脚底板的位移响应越小。因此,人工中耳的振子质量必须控制在一个很小的范围之内,以减小对患者残余听力的恶化。

　　由于该压电式悬浮振子需要通过手术绑定在砧骨长突上,而鼓膜到砧骨的空间是有限的,这就限制了振子的尺寸。文[5]显示,安装在中耳听骨链上的振子半径应控制在3-4 mm之内,长度应小于2. 4 mm。就悬浮式振子而言,振子长度必须小于2. 4 mm。