Моделирование свободных колебаний звукопроводящей системы реконструированного среднего уха
Автор: Михасев Г.И., Фирсов М.А., Ситников В.П.
Журнал: Российский журнал биомеханики @journal-biomech
Статья в выпуске: 1 (27) т.9, 2005 года.
Бесплатный доступ
В работе предлагается простейшая математико-механическая модель реконструированной колебательной системы среднего уха человека. Восстановленная колебательная система состоит из круглой пластинки, изготовленной из хряща, и двух шарнирно-соединенных между собой стержней. Первый стержень, жестко скрепленный с искусственной барабанной перепонкой, моделирует Т-типа протез, замещающий цепь косточек «молоточек-наковальня», а второй - стременную косточку. Выводится система нелинейных дифференциальных уравнений, описывающая свободные радиально несимметричные колебания механической системы среднего уха. Для случая малых колебаний выведено трансцендентное уравнение относительно собственных частот системы. Исследуется влияние механических и физических характеристик вводимого протеза на нижний спектр собственных частот. Приводится сравнение частот реконструируемой колебательной системы с собственными частотами среднего уха в норме, найденными другими авторами на основе конечно- элементного моделирования.
Среднее ухо, свободное колебание, звукопроводящая система, реконструкция, собственные частоты
Короткий адрес: https://sciup.org/146215820
IDR: 146215820
Текст научной статьи Моделирование свободных колебаний звукопроводящей системы реконструированного среднего уха
Механические повреждения мембраны, а также ограниченная подвижность цепи косточек среднего уха, вызванная отосклерозом и другими заболеваниями, может приводить к значительному снижению порога акустической восприимчивости или к полной потере слуха. В ряде случаев, с целью устранения патологических изменений или механических повреждений, в оториноларингологии прибегают к частичной или полной реконструкции среднего уха [1]. Объем реконструкции зависит от степени повреждения каждого составляющего элемента колебательной системы среднего уха. Классификации используемых на практике реконструктивных операций приведены в [1-3].
В настоящей работе рассматривается случай частичной реконструкции [1, 4], когда барабанная перепонка замещается искусственной мембраной, изготовленной из хряща [5], а вместо поврежденной цепи косточек «молоточек-наковальня» вводится Т-образный протез (рис. 1).

Рис. 1. Реконструированное среднее ухо: 1 – Рис. 2. Геометрическая модель реконструированного восстановленная мембрана, 2 – Т-образный среднего уха: 1 – восстановленная мембрана, 2 – Т- протез, 3 – стремя, 4 – основание стремени образный протез, 3 – стремя, 4 – основание стремени, 5 – головка стремени, 6 – основание протеза
Последний вставляется таким образом, что его конец соединяется с головкой стременной косточки [6], а шляпка склеивается с мембраной. Будем рассматривать протез как недеформируемый стержень. Тогда, считая, что склеивание протеза с мембраной является жестким, будем моделировать последнюю как тонкую кольцевую пластинку (рис. 2), изготовленную из вязкоупругого изотропного материала.
Основание стремени представляет собой овальную жесткую пластинку, которая крепится при помощи связок к костной ткани. Жесткостные свойства связок овального окна были изучены в работе [7]. Введем прямоугольную ортогональную систему координат Oxyz с центром в основании покоящегося стремени (рис. 2). Стременная косточка обладает шестью степенями свободы. Пусть UT=(Ux, U y , U z , a x , a y , a z ) -вектор перемещений и поворотов стремени в системе координат Oxyz , где U x , U y , U z – проекции перемещения центра масс С на оси Ox, Oy, Oz , а a x, a y , a z - повороты стремени вокруг этих осей, соответственно. Обозначим через F – вектор усилий и моментов, действующих со стороны связок овального окна. Тогда
F T = C RB U T, здесь
" 51,40 - 0,24 - 1,37 0,04мм 9,66мм 0,35мм " |
||
49,20 - 0,60 - 7,87 мм - 1,01мм - 8,40 мм |
||
27,80 0,37 мм 17,10 мм 0,96 мм |
||
C RB = c ref |
8,29 мм2 0,58 мм2 2,60 мм2 |
(2) |
29,70мм2 1,60 мм2 |
||
_ sym 12,90 мм2 _ |
– матрица жесткости, характеризующая упругие свойства связок овального окна [7], где коэффициент c ref колеблется в пределах 0,035 до 0,050 Н/мм.
М. I
Рис. 3. Механическая модель реконструированного среднего уха: 1 - восстановленная мембрана, 2 - Т-образный протез, 3 - стремя, 4 - основание стремени
Механическая модель
Существует несколько способов установки Т-образного протеза, зависящих как от степени патологии, так и от индивидуальной архитектуры полости среднего уха. Поскольку амплитуда колебаний пластинки (искусственной мембраны) является наибольшей в центре, то оптимальным с точки зрения передачи энергии является такое положение протеза, при котором его основание находится как можно ближе к центру пластинки. Здесь рассмотрим упрощенную модель, когда центры пластинки и основания протеза находятся в одной точке O p (рис. 3).
Анализ матрицы (2) показывает, что сопротивление связок овального окна будет наименьшим, если стремя совершает поступательные перемещения в направлении оси Oz и повороты вокруг оси Ox (рис. 2). Поэтому для анализа малых (линейных) низкочастотных колебаний можно рассмотреть плоские движения цепи “протез-стремя”. На рис. 3 показана упрощенная модель реконструированной колебательной системы при плоском движении протеза и стремени. Ее положение однозначно определяется величинами W, 0 p , 0 s , y c , z c , где W - нормальный прогиб пластинки, 0 p и 0 s = a x - углы поворотов протеза и пластинки вокруг осей O p x и Ox соответственно, а y c , z c - координаты центра масс стремени в исходной системе координат Oxyz (здесь Z c * 0).
Уравнения движения
Уравнение свободных колебаний кольцевой вязкоупругой, изотропной пластинки, моделирующей искусственную мембрану, имеет вид [8, 9]:
D А 2 Е [ W ( r , ф , t )] + g S W ( r , ф , t ) = 0. (3)
d t 2
Здесь
t
E [ z ( r , ф , t )] = z ( r , ф , t ) - J R ( t - t ) z ( r , ф , т ) d т
-∞
-
- интегральный оператор с ядром релаксации R(t) , А - оператор Лапласа в полярной системе координат r , ф ( b < r < a ) с центром в точке O p , D = Eh 3/[12(1- v 2 )] -цилиндрическая жесткость пластинки, h - толщина пластинки, E , v - мгновенные модуль Юнга и коэффициент Пуассона, с - поверхностная плотность материала.
По внешнему контуру барабанная перепонка граничит с волокнисто-хрящевым кольцом (мембранным кольцом) [10], упругие свойства которого непостоянны по периметру [11] и могут сильно колебаться у каждого человека. Учитывая данное обстоятельство, рассмотрим два варианта крепления пластинки по внешнему контуру (r = a) - жесткую и упругую заделку. Для жесткой заделки х d W (r, ф, t) А
W ( r , ф , t ) =---------- = 0 при r = a
dr и для случая упругой заделки
, _ ~ , d W ksiW = QL, kst — = Ml при r = a, о r где
Q l = D E
5 ( 52W 1 5W 1 52W) dr + r + 7 .)
M l =eJ D
5 2 W ( 1 5 W 1 5 2 W )
2 + c+ 25r2 V r dr r2 дф ,
-
- перерезывающая сила и изгибающий момент в пластине, k si , kst - коэффициенты, определяющие жесткость мембранного кольца на нормальное перемещение и поворот пластинки, соответственно. Значения k si , kst для нижней и верхней частей мембранного кольца, найденные экспериментально для среднего уха в норме, приведены в работе [11]. При возрастании параметров k sl , k st жесткость мембранного кольца увеличивается, а в пределе, при k si , kst ^ да , условия упругой заделки (5) переходят в условия жесткого крепления пластинки.
Радиально симметричные колебания пластинки, соответствующие поступательному движению протеза, были изучены в работах [9, 12, 13]. Здесь рассмотрим случай, когда пластинка имеет один узловой диаметр. Тогда граничные условия на внутреннем контуре примут вид
W = b cos ф sin 0 p ( t )
d W n к
---= 0 при r = b.
d r
Заметим, что для собственных форм колебаний пластинки с n > 2 числом узловых диаметров протез является неподвижным. Поэтому данные формы колебаний не представляют интереса и здесь не рассматриваются.
Вращательное движение протеза описывается уравнением
Ip 0 p = Mop, где Ip - момент инерции протеза относительно оси Opx, MOp - главный момент всех сил, действующих на протез относительно оси Opx. Момент состоит из двух компонент
M op = M Op ) + Mo p , -
Здесь
M o Р ) =

д 2 - (W ) д r2
f 1 5- ( W ) - ( W ) 1 ,аА_ы..
+ ol----1 + b— A—(W)
V r д r r 2 ) д r
- равнодействующая изгибающих моментов и моментов перерезывающих сил (6) в пластине относительно оси O p x, действующих по внутреннему контуру ( r = b ), а
М ОР = l p Y k ( t )cos О р ( t ) + l p Z k ( t )sin 0 p ( t ) (11)
-
- момент силы F k = ( Yk, Zk ) в шарнирном соединении К , действующий со стороны протеза, где lp - длина протеза, Y k , Z k - проекции силы F k на оси Oy , Oz , соответственно. Стремя совершает сложное плоское движение, состоящее из поступательных движений вдоль осей Oy, Oz и вращения вокруг оси Сх (здесь Сх - ось, проходящая через центр масс С параллельно Ох ).
Поступательные движения описываются двумя скалярными уравнениями ms У c = Yk - c 22 ( lp sin 0 p - ls sin 0 s), (12)
m s z c = Z k - c зз ( l — l p cos 0 p - ls cos 0 s ), (13)
где (0, yc, zc ) - координаты центра масс С , ls - длина стремени (расстояние от его головки до основания), l = ls + lc , с ii - диагональные элементы матрицы (2), взятые с коэффициентом cre f .
Уравнение вращения стремени вокруг оси Сх имеет вид
Is0s = Yklc cos 0s - Zklc sin 0s - c440s ,(14)
где I s - момент инерции стремени относительно оси Cz , l c - расстояние от головки стремени К до центра масс. Параметры I s и lc найдены экспериментально в [7].
Координаты центра масс С стремени однозначно определяются углами 0p, 0s: y, = l„ sin 0n - L sin 0,, zr = l -1„ cos 0 „ - L cos 0S.(15)
c p pc sc p pcs
Малые колебания
Уравнения (8), (12) - (15) являются нелинейными относительно 0 p ( t ) , 0 s ( t ) , Y k ( t ) , Zk ( t ). Рассмотрим малые колебания системы. После линеаризации приходим к системе линейных уравнений:
fа2нт Г1 ант а 1
Ip0p = -пbDj^-W + d -Y-Wl —W 1 +b^A-W)^ + lpYk ,(16)
ar 2 y r д r 2 ) д d r J A
^ О/ «7r ms(lp0p -lc0s) = Y -c22(lp0p -ls0s), Zk = 0,(17)
Jc0s = Yklc - c440s .(18)
Проведем разделение переменных
W (r, ф, t) = w (r )cos ф e - in t,(19)
(0 p, 0 s, Yk, Zk ) = e ~in t (0 p, 0 s, yk, zk ),(20)
где Q = го +i а , го - частота колебаний, a - декремент колебаний. Подставив (19) в (3), (5), (7), приходим к дифференциальному уравнению
" d 2 1 d
--у +--
V dr 2 r dr
—
1 w — k4w = 0
относительно w с граничными условиями f 1 22
kslw ( a ) — A ( Q ) l w ( a ) + — w ( a ) —2" w ( a ) + ~ w ( a ) I = 0,
V a aa kst w'(a) — A(Q)| w'(a) + — w(a) — —y w(a) | = 0,
V a a2
w ( b ) = b 0 p , w ' ( b ) = 0 ,
где
, 4 —Q 2
k =------,
A ( Q )
( да
A
а A ( Q ) = D 1 — J R ( t ) e — i Q t dt .
V о
Задача (21), (22) имеет решение в виде w (r) = bM ■ [m 31 J1 (kr) + M 3! Y (kr) + M 3311 (kr) + M 34 K1 (kr)]
где М - матрица размерности 4 x 4 с элементами:
W ( 2 D
M11 I 3
Va
—
W ( 2 D M12 =1 ~
Va
W f 2 D M13 =1 ~
Va
W ( 2 D M14 =1 ~
Va
\
D
2 D т,
ksl J 1 ( ka ) + DJ Г( ka ) +— J f( ka ) — J ‘ ( ka ) ,
J a -
A
D
-
ksl Y 1 (ka ) + DY ; (ka ) + — } ; ' ( ka)
—
—
-
7
a
a
2D Y '( ka ) , a
т/
D
",
2 D 7,
ksl I 1 ( ka ) + DIK ka) +— I ‘ ( ka ) — I ‘ ( ka ) ,
7 a ~2
A
a
D
2 D
ksl K 1 ( ka ) + DK( ka ) + — K ( ka ) — K ( ka ) ,
7
a
a
D—
A
D—
M 21 = DJ f( ka ) +I-- ks t J ( ka) — —J i ( ka) ,
a
( D—
7
A
a
D—
M 22 = DY(ka ) +-- ks t Y(ka) --г Y ; (ka ) ,
V a
7
a
M 23 = DI 1 (ka ) + f D —— k s, I ; ( ka ) — 1 1 ( ka) ,
Va 2
D—
D—
7
A
a
D—
M 24 = DK ( ka ) + 1—— k st K ‘ ( ka ) — -— K 1 ( ka ) ,
a
7
a
M 31 = J 1 ( kb) , M 32 = Y ( kb ) , M 33 = 1 1 ( kb ), M 34 = K 1 ( kb ),
M 41 = J ‘ ( kb ) , M 42 = Y l ’ C kb ) , M 43 = I ‘ ( kb ) , M 44 = K ‘ ( kb) ,
J 1 ( x ), Y 1 ( x ) – функции Бесселя первого и второго рода первого порядка, I 1 ( x ), K 1 ( x ) – модифицированные функции Бесселя первого и второго рода первого порядка, а
M з j ( j = 1,—,4) - соответствующие миноры матрицы М .
Подставляя (20) в уравнения (16) – (18) и учитывая (23), приходим к соотношениям zk = 0, 0. =
l p l c ( m s Q 2 - c 22 )
m s Q l c - c 44 + J c Q - c 22 l s l c
0 p , У к =
l p ( ms Q 2 - c -)( C 44 - J c Q 2) 0 m s Q lc - c 44 + J c Q - c 22 lslc
и трансцендентному уравнению
^T^ P [ b ^ 1 M 31 J 1 ( kr ) + M 32 Y ( kr ) + M 33 1 1 ( kr ) + M 34 K 1 ( kr ) ) , = b
+
+ 2 -T ( M 31 J i ( kr ) + M 32 1 ; ( kr ) + M 33 1 1 ( kr ) + M 34 K / kr ) ) + — ( M 31 J /kr ) +
оr = b b
2 - —
+M Y(kr)+M i(kr)+M K(kr)) + . (M J(kb) + r = b
+ M 32 Y 1 ( kb ) + M 33 1 1 ( kb ) + M 34 K 1 ( kb ) )) -
1 2 ( m Q 2 - c , J( c44 - J Q 2 ) p s 22 44 c
- J Q 2 = 0. p
m Q212 - c44+ J Q2 - cjl s c 44 c 22 s c относительно комплексной частоты колебаний Q.
Численный анализ
В среде Maple V.5 были выполнены расчеты первых шести собственных частот системы, соответствующих радиально несимметричным формам колебаний, при различных значениях входящих в задачу геометрических и физических параметров. В таблицах 1-3 приведены значения собственных частот системы, рассчитанные для случая несимметричных колебаний без учета вязкости реконструированной мембраны ( R - 0).
Поскольку механические свойства хряща, используемого для реконструкции мембраны, сильно колеблются (например, для суставного хряща модуль упругости меняется от 2.3 до 50 МПа [14]), было исследовано влияние мгновенного модуля упругости на собственные частоты колебательной системы. В таблице 1 приведены значения частот системы в зависимости от модуля Юнга пластинки в случае жесткого крепления последней на внешнем контуре. Расчеты были выполнены при a =5 - 10-3 м, b =2 - 10-3 м, m s =3,5 - 10 -6 кг, m p =9 - 10 -6 кг, h =1,5 - 10 -4 м, — =1,2 - 103 кг/м3, cre f =0,035, l p =1,5 - 10 -3 м, ls =1,5 - 10 -3 м, lc =8,1 - 10 -4 м, Ic =4,97 - 10-12 м, v =0,4. Как видно, жесткость восстановленной мембраны сильно влияет на спектр частот колебательной системы среднего уха.
Таблица 2 показывает, что при увеличении жесткости мембранного кольца значения собственных частоты увеличиваются, причем при k sl ^ да все частоты ю i стремятся к значениям, найденным для случая жесткого крепления на внешнем контуре.
Таблица 1
Зависимость собственной частоты ω i (Гц) от модуля Юнга восстановленной мембраны в случае жесткого крепления на внешнем контуре
Е , 107 Н/м2 |
ω 1 |
ω 2 |
ω 3 |
ω 4 |
ω 5 |
ω 6 |
1,2 |
146 |
399 |
780 |
1288 |
1923 |
2684 |
3,2 |
240 |
670 |
1334 |
2227 |
3335 |
4650 |
5,2 |
303 |
780 |
1625 |
2682 |
4003 |
5589 |
Таблица 2
Зависимость собственных частот ω i (Гц) от коэффициента ksl в случае упругой заделки на внешнем контуре
k sl |
ω 1 |
ω 2 |
ω 3 |
ω 4 |
ω 5 |
ω 6 |
103 |
80 |
280 |
793 |
1513 |
2469 |
3627 |
104 |
101 |
322 |
804 |
1522 |
2476 |
3630 |
105 |
201 |
424 |
849 |
1550 |
2490 |
3645 |
1010 |
240 |
670 |
1334 |
2227 |
3335 |
4650 |
Таблица 3
Зависимость собственных частот ω i (Гц) от основания протеза b в случае упругой заделки на внешнем контуре
b , 10-3м |
ω 1 |
ω 2 |
ω 3 |
ω 4 |
ω 5 |
ω 6 |
1 |
136 |
371 |
723 |
1190 |
1773 |
2473 |
1.5 |
176 |
485 |
953 |
1584 |
2310 |
3224 |
2 |
240 |
670 |
1334 |
2227 |
3335 |
4650 |
В таблице 3 приведены значения собственных частот в зависимости от радиуса основания протеза b в случае жесткого крепления на внешнем контуре при значениях a = 5 - 10 " 3 м, m s = 3,5 - 10 " 6 кг, m p = 9 - 10 " 6 кг, h = 1,5 - 10 " 4 м, с = 1,2 - 103 кг/м3, C ref = 0,035, l p = 1,5 - 10 " 3 м, l s = 1,5 - 10 " 3 м, l c = 8,1 - 10 " 4 м, E = 3,2 - 107 Н - м " 2, Ic = 4,97 - 10 " 12 м, v = 0,4. Анализ таблицы 3 указывает на сильную зависимость собственных частот от радиуса основания протеза, замещающего цепь «молоточек-наковальня».
В таблицах 4-5 приведены значения собственных частот и декрементов колебаний системы, найденные с учетом вязкости искусственной барабанной перепонки для случая жесткого крепления реконструированной мембраны на внешнем контуре. Следует отметить, что вопрос об определении вязкоупругих характеристик биологических тканей и, в частности, суставных хрящей, из которых изготавливается реконструируемая мембрана, является достаточно сложной проблемой. Попытка определить адекватные физические соотношения для биологических тканей ( в том числе и для тимпанической мембраны) с учетом ярко выраженных эффектов релаксации напряжений приводят к довольно сложным нелинейным моделям [15], реализация которых сильно затрудняет расчеты. Отметим также, что физические свойства трансплантируемой ткани с течением времени сильно меняются. Учитывая данные обстоятельства, были проведены расчеты для двух простейших вязкоупругих моделей, характеризующихся, соответственно, экспоненциальным ядром
R ( t ) = Ae -в t , (27)
Таблица 4
Значения собственных частот ω i (Гц) и декремента колебаний в случае экспоненциального ядра скорости релаксации
Номер частоты |
1 |
2 |
3 |
4 |
5 |
6 |
7 |
8 |
ω |
176,470 |
240,678 |
396,522 |
670,740 |
825,186 |
1334,24 |
1485,12 |
2226,73 |
α |
0,01124 |
0,21026 |
0,01421 |
0,21032 |
0,01947 |
0,21035 |
0,02058 |
0,21033 |
Таблица 5
Значения собственных частот ω i (Гц) и декремента колебаний в случае ядра Ржаницына
Номер частоты |
1 |
2 |
3 |
4 |
5 |
6 |
7 |
8 |
Без учета вязкости |
176,470 |
240,707 |
396,522 |
670,894 |
825,186 |
1334,64 |
1485,12 |
2227,32 |
ω |
163,471 |
211,077 |
365,903 |
596,858 |
743,400 |
1197,68 |
1338,33 |
2010,94 |
α |
2,43608 |
5,08983 |
5,13724 |
12,6037 |
13,8150 |
23,1714 |
24,8381 |
36,4745 |
Жесткое крепление

С учетом вязкости, в случае ядра Ржаницына
- Упругая заделка
Ухо в норме
Рис. 4. Собственные частоты колебательной системы среднего уха в норме, а также после хирургической реконструкции а также ядром Ржаницына
R ( t ) = A t - se -β t . (28)
В таблице 4 отображены значения собственных частот ω и декремента колебаний α для экспоненциального ядра при значениях A = 0,0422, β = 1,3, a = 5 ⋅ 10-3 м, b = 2 ⋅ 10-3 м, m s = 3,5 ⋅ 10-6 кг, m p = 9 ⋅ 10-6 кг, h = 1,5 ⋅ 10-4 м, σ = 1,2 ⋅ 103 кг/м3, c ref = 0,035, l p = 1,5 ⋅ 10-3 м, l s = 1,5 ⋅ 10-3 м, l c = 8,1 ⋅ 10-4 м, E = 3,2 ⋅ 107 Н ⋅ м-2, I c = 4,97 ⋅ 10-12 м, ν = 0,4. Нечетный номер частоты и декремента соответствуют радиально-симметричным колебаниям [9], а четный - радиально-несимметричным колебаниям, найденным из уравнения (26).
Аналогичные расчеты, выполненные в случае ядра Ржаницына с параметрами A = 0,4/Г(0.1), β = 1, s = 0,9, где Г(x) - гамма-функция, представлены в таблице 5. Значения остальных параметров колебательной системы взяты такими же, как и в предыдущем примере. Для сравнения приведены результаты расчетов в случае, когда вязкость материала во внимание не принимается (A =0). Видно, что учет вязкоупругих свойств мембраны приводит к снижению спектра частот. Как известно, вязкоупругая модель с ядром релаксации, имеющем особенность, наиболее адекватно описывает колебательные процессы в начальный момент времени [16]. Сравнение расчетов, приведенных в таблицах 4 и 5, показывает, что модель Ржаницына в большей степени учитывает эффекты релаксации напряжений, приводящих к затуханию колебаний реконструируемой системы среднего уха.
На рис. 4 для сравнения приведены результаты расчетов для уха в норме, выполненных методом конечных элементов [17] для упругой модели, а также в случае реконструкции при различных способах крепления искусственной мембраны с учетом и без учета вязких свойств последней. Анализ кривых указывает на то, что во всех случаях хирургическая реконструкция приводит к увеличению собственных частот колебательной системы среднего уха, не оказывая при этом заметного влияния на наинизший спектр частот.