中華大學

(1)

中華大學碩士論文

活體變異性外耳道內聲壓特性探討

The study of the sound pressure characteristics in the defective living external auditory canal

系所別：機械工程學系碩士班

學號姓名：M09708038 王仁宏

指導教授：陳精一博士

余仁方博士

(2)

中文摘要

在真耳測試中，量測過程會造成患者的不適，同時並須於安靜房間內施測及儀器大小與耳道外形限制，且量測結果無法呈現完整的外耳道中，任一點聲壓及其方向性等，聲場變化的趨勢。因此，為了克服真耳測試之缺點及檢測時環境限制，本研究採用耳道之三維影像，重建成有限元素模型，再以有限元素法分析活人耳道內聲壓之分佈，並探討耳道內壁的吸收率，對耳道內聲場之影響。耳道重建手術中為了降低手術複雜度與視線死角而將耳膜溝磨平，其磨平程度對耳道內聲場之影響，

及耳道因年齡增大，真皮組織發生退化，導致彈性下降而造成耳道塌陷，其塌陷程度對耳道內聲場之影響。本研究以模擬方式可得到不受儀器與耳道外型限制的耳道內任何位置之點資料，並觀察耳道共振的聲壓傳遞方向性，此為真耳測試儀所無法達成的。

有限元素模擬分析中，在耳道口施加60 dB 音壓之負載值，進而去檢視 125 Hz、

250 Hz、500 Hz、750 Hz、1 kHz、2 kHz、3 kHz、4 kHz、5 kHz、6 kHz、7 kHz 及 8 kHz 下之刺激音頻，模擬活體耳道內聲壓，並和真耳測試結果相互比較驗證。

研究結果顯示，(1)在頻率 4 kHz 時，硬骨部吸收率為 0.1 時，軟骨部吸收率從 0.5、0.7 到 0.9 的增益量大小分別為 14.49 dB、11.39 dB 和 8.93 dB，軟骨部吸收率越小，增益量越大；當軟骨部吸收率為 0.5，硬骨部吸收率從 0.1 到 0.3 增益量分別為 14.49 dB、12.03 dB 和 11.29 dB，硬骨部吸收率越小，增益量越大。(2)耳膜溝磨平 1 mm 到 3 mm 時，增益量相差不到 1 dB 的大小。顯示對正常耳道聲場無明顯影響。(3)耳道塌陷對正常耳道聲場的影響，在頻率 2 kHz 到 4 kHz 對聲壓較有明顯差異，其於頻率則差異不明顯。依結果來看，塌陷程度越大，耳道內增益量則逐漸遞減，對聽力的影響越大。

關鍵詞：耳道、耳膜溝、耳道塌陷、有限元素法、電腦斷層掃描

(3)

Abstract

The patients are discomfort during the real ear measurement (REM) for testing the hearing disability. Due to the measurement has to be performed in a quiet room facility and equipments size and shape limitation to the ear canal, the results do not show the detailed sound pressure gains and directions in ear canal at any point. Therefore, in order to overcome the shortcomings of REM, a 3-D finite element model of living ear canal is created and analyzed to investigate the sound pressure distribution and characteristics.

The FEM model is created by high-resolution computed tomography from a normal body through Amira and Solidworks softwares and the commercial software ANSYS is selected as the analysis tool.

In finite element analysis, the loading condition is the standard sound pressure level 60 dB SPL. The analysis is performed harmonic analysis in particular 125 Hz , 250 Hz, 500 Hz, 750 Hz, 1 kHz, 2 kHz, 3 kHz, 4 kHz, 5 kHz, 6 kHz, 7 kHz and 8 kHz frequencies.

The absorption rates of temporal bone and cartage are also included due to different tissue properties. Normal ear canal, sulcus tympanicus polished and collapse of ear canal are considered to compare their sound pressure gains relation for future clinic reference.

According to FEA results, the comments can be addressed as follows: (1) When the absorption rate of temporal bone is 0.1 and the absorption rates of cartage are from 0.5, 0.7 and 0.9, respectively, the corresponding sound pressure gains are 14.49 dB, 11.39 dB and 8.93 dB at the frequency of 4 kHz. The smaller absorbing rate of cartilage and the greater amount of sound pressure gains. When the absorption rate of cartage is 0.5 and the absorption rates of temporal bone are from 0.1, 0.2 and 0.3, respectively, the corresponding sound pressure gain are 14.49 dB, 12.03 dB and 11.29 dB. The smaller

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sound pressure gains are less than 1dB when sulcus tympanicus polished from 1 mm to 3 mm during the tympanic membrance inspection. It is irrelevant to the hearing level for the patients with sulcus tympanicus polished. (3) The sound pressure gain reduces about 3 dB for the collapse of ear canal at the frequency from 2 kHz to 4 kHz. No significant change in the other frequencies. The more degrees of the collapse and the more effects to reduce the sound pressure gain.

Keywords：Ear Canal, Sulcus Tympanicus, Ear Canal Collapse, Finite Element Method, Computer Tomography

(5)

誌謝

短短兩年的碩士班生活即將告一段落，在此時間內學習到很多知識學問。首先我由衷的感謝我的指導教授陳精一博士，兩年來的諄諄教誨，無論是學業上或是待人處世方面都細心的教導我。接著要感謝的是默默引導我從機械進入生物醫學領域的余仁方博士，博士帶領對於生物醫學領域懵懂無知的我，至今可以針對臨床需求，應用所學對於發現的現象做一個完整的討論，並且，也要感謝口試委員涂聰賢博士和倪慶羽博士，針對論文提出許多指導與建議，使得本論文更加完善。此外，

還要感謝陳俊宏老師和許隆結老師平時的教學指導與生活上的關心。

另外，我仍想感謝常常回實驗室關心的學長一宏、自豪、子翔、彥達、祥維在

研究生涯中給予許多經驗上的交流，也同時給予我精神的的支持。還有，陪我一路走來的同學－國章、正文、俊嘉、家鉦，每每總是在夜深人靜的夜晚一起討論，才有至今深厚的基礎，再來則是要感謝正宗、仲杰、國緯的幫忙，使我在生物醫學領域這方面有更完善的了解。此外，當然也要感謝建偉、智宏、翔研、松峰為實驗室帶來歡樂氣氛，是實驗室的活力泉源，沒有你們的實驗室就呈現一片暗沉。在這一年來謝謝你們！

最後，僅以此論文獻給我最親愛的父母與家人，因為有你們的支持與鼓勵，讓

我可以順利的完成學業，在此獻上最真摯的感謝，並將此喜悅分享給所有關心我的人。

(6)

目錄

中文摘要 ... i

Abstract... ii

誌謝 ... iv

目錄 ... v

圖目錄 ...vii

表目錄 ... x

第一章緒論 ... 1

1.1 前言 ... 1

1.2 文獻回顧 ... 3

第二章以有限元素法分析活人體外耳道聲壓特性 ... 7

2.1 影像處理 ... 7

2.1.1 外耳道影像處理流程 ... 9

2.2 有限元素分析流程 ... 13

2.2.1 前處理 ... 15

2.2.2 求解 ... 18

2.2.3 後處理 ... 19

2.3 活體人耳道以真耳測試量測耳道內聲壓分佈 ... 20

2.4 結果 ... 21

2.5 討論 ... 23

第三章以有限元素法分析耳膜溝磨平對外耳道內聲場之影響 ... 36

3.1 影像處理 ... 36

3.3 結果 ... 42

3.4 討論 ... 43

第四章以有限元素法分析耳道塌陷對外耳道內聲場之影響 ... 50

4.1 影像處理 ... 50

(7)

第五章結論 ... 65 參考文獻 ... 67

(8)

圖目錄

圖 1- 1 耳道示意圖... 1

圖 1- 2 真耳測試量測圖... 2

圖 2- 1 影像處理流程... 8

圖 2- 2 醫學軟體Amira 影像處理介面

^®

... 9

圖 2- 3 影像閥值調整介面... 10

圖 2- 4 外耳區塊顳骨之二維影像... 10

圖 2- 5 耳道模型圈選... 11

圖 2- 6 簡化後外耳道空氣 3D立體影像圖 ... 11

圖 2- 7 利用Solid works診斷無破裂面產生... 12

圖 2- 8 有限元素分析流程... 14

圖 2- 9 元素規範示意圖... 15

圖 2- 10 為耳道軟硬組織示意圖... 17

圖 2- 11 耳道有限元素模型 ... 17

圖 2- 12 耳道空氣之阻抗... 17

圖 2- 13 流體結構介面及束制條件... 19

圖 2- 14 真耳測試量測示意圖... 20

圖 2- 15 元素收斂性比較圖... 21

圖 2- 16 右耳道不同位置增益... 24

圖 2- 17 硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5，刺激頻率為 1 kHz到 2 kHz時之耳道內聲壓分佈 ... 25

圖 2- 18 硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5，刺激頻率為 3 kHz到 4 kHz時之耳道內聲壓分佈 ... 26 圖 2- 19 硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5，刺激頻率為 5 kHz到 6 kHz時之

(9)

圖 2- 20 硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5，刺激頻率為 7 kHz到 8 kHz時之

耳道內聲壓分佈 ... 28

圖 2- 21 當硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5 時，FEM分析及REM量測耳道內 2.0 cm處之增益量 ... 29

圖 2- 22 當硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5 時，FEM分析及REM量測耳道內 1.5 cm處之增益 ... 29

圖 2- 25 硬骨部與軟骨部之吸收率對外耳道內 2.0 cm處之增益量的影響 ... 34

圖 3- 1 影像處理流程... 37

圖 3- 2 耳道模型圈... 38

圖 3- 3 耳膜溝磨平外耳道平滑化影像... 39

圖 3- 4 右耳道不同位置增益... 44

圖 3- 5 以FEM分析耳道內 2.0 cm處硬骨部吸收率(0.1)軟骨部吸收率(0.5) ... 44

圖 3- 6 頻率 1 kHz到 8 kHz之耳膜溝磨平各厚度增益量 ... 45

圖 3- 7 頻率 1 kHz到 8 kHz之耳膜溝磨平 3 mm和正常耳道之增益量 ... 45

圖 3- 8 硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5，刺激頻率為 1 kHz到 8 kHz時，耳膜溝磨平 1 mm之耳道內聲壓分佈 ... 46 圖 3- 9 硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5，刺激頻率為 1 kHz到 8 kHz時，

(10)

圖 3- 10 硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5，刺激頻率為 1 kHz到 8 kHz時，

耳膜溝磨平 3 mm之耳道內聲壓分佈 ... 48

圖 4- 1 影像處理流程... 51

圖 4- 2 耳道模型圈... 52

圖 4- 3 耳道塌陷外耳道平滑化影像... 53

圖 4- 4 右耳道不同位置增益... 59

圖 4- 5 FEM分析耳道內 2.0 cm處硬骨部吸收率(0.1)軟骨部吸收率(0.5) ... 59

圖 4- 6 頻率 1 kHz到 8 kHz之耳膜溝磨平各厚度增益量 ... 60

圖 4- 7 頻率 1 kHz到 8 kHz之耳膜溝磨平 3 mm和正常耳道之增益量 ... 60

圖 4- 8 硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5，刺激頻率為 1 kHz到 8 kHz時，耳道塌陷 1 mm之耳道內聲壓分佈 ... 61

(11)

表目錄

表 2- 1 CT影像資料... 7

表 2- 2 外耳道空氣模型之幾何外形尺寸... 12

表 2- 3 材料參數表... 15

表 2- 4 耳道內軟硬組織吸收率表... 16

表 2- 5 硬骨部吸收率為 0.1 之頻率最大增益量... 31

表 2- 6 硬骨部吸收率為 0.2 之頻率最大增益量... 32

表 2- 7 硬組織吸收率為 0.3 之頻率最大增益量... 33

表 3- 1 CT影像資料... 36

表 3- 3 硬骨部吸收率 0.1，軟骨部吸收率 0.5 磨平後和正常耳道增益量比較... 49

表 4- 1 CT影像資料... 50

表 4- 3 硬骨部吸收率 0.1，軟骨部吸收率 0.5 塌陷後和正常耳道增益量比較... 64

(12)

第一章緒論

1.1 前言

人體耳道非直線性，外側三分之一為軟骨部，內側三分之二為顳骨部(Temporal Bone)，由於軟骨部與顳骨的物理特性，當聲音經由外耳道傳入耳膜(Tympanic Membrane, TM)時，因為聲音的頻率特性，而導致增益量改變。

正常情況下人的外耳道細分為第一彎道(First Bend)及第二彎道(Second Bend)，

耳道的內端為耳膜，耳膜是傾斜的，所以耳道下壁比上壁長了 5 mm，而耳道與耳膜接觸的前緣凹陷處，稱為耳膜溝(Sulcus Tympanicus)。

耳道並非直管，耳道自耳甲(Concha)的最深部開始往內到耳膜，耳道外側三分之一軟組織(Soft Tissue)略可移動，是由耳廓(Pinna)之軟骨延伸而成，其為向內、向後、

向上，內側三分之二顳骨組織(Temporal Bone)為向內、向前、向下，如圖1-1所示。

耳道長約2.5~3.5公分，直徑約為0.7~0.9公分的管子，其彎道作用為保護耳朵內耳膜被外物所侵入導致傷害，另一功用為傳遞氣導聽力時聲音傳遞之用途。

(13)

「真耳測試儀」(Real-Ear Measurement)，簡稱REM，這種測試可準確的測量出助聽器在耳朵中的真實表現，並且可以了解助聽器之功能是否有達到經過選配方程式所換算出之目標值(Target)，是現階段一種相對客觀的助聽器效果評估方法。圖1-2為真耳量測示意圖與實際量測圖。測試時只需將患者的聽力圖輸入驗配儀中，就可得知助聽器在各個頻率所需的增益數值，稱目標增益曲線。然後透過放置在外耳道中的微型麥克風，將經助聽器放大後的不同頻率的測試聲提取出來，與目標增益曲線進行比較，測試增益曲線與目標增益曲線越接近，助聽器的聽力補償效果越好。在這種測試方法中，可以直觀地看到哪些頻率屬於補償不足，哪些頻率屬於過補償，並能很方便地進行助聽器性能的調節，反覆地測試，直到滿意為止，是當前比較理想的助聽器驗配方法。

圖 1- 2 真耳測試量測圖

(14)

1.2 文獻回顧

有限元素法是一種非常寶貴的研究和設計工具，因為它可以用來模擬結構的行為的條件，是實驗不能達到的。

自從1978年，Funnell and Laszlo[1]第一次利用有限元素模型來開發鼓膜後，此方法已被廣泛用來研究人類和動物耳朵[2-5]。1990年起Williams等人利用有限元素法進行人體耳膜及聽小骨鏈的自然頻率分析，並指出每個人的鼓膜厚度和尺寸是不相同

的，其幾何大小是會影響其自然頻率振動的模態，並發現鼔膜的振動方式被限於一

個相當簡單的樣式，當頻率增加會產生複雜振動的模態[6,7]。1998年Drescher等人利用有限元素分析材料參數的變化對耳膜振動模態之影響[8]。

2002 年 Sun[9]等人利用顳骨切片，準確的量測中耳幾何外形，建立中耳有限元素模型，比較模型與真實人體數據差異，結果證實有限元素模型可以合理的預測人類中耳的聽小骨力學。

2006 年 Lee[10]等人利用高解析度電腦斷層掃描的顳骨圖像匯入 Amira 中進行三維影像重建，轉檔匯入 Patran 和 ANSYS 中進行有限元素分析。結果證實幾何模型創建的方法是準確的，此方法為非侵入式，比組織切片的方法更為便利。

2007年Lee[11]等人利用有限元素分析軟骨移植於有不同耳膜穿孔大小的鼓膜成形術患者之不同頻率的振幅反應。採用高解析度電腦斷層掃描和有限元素分析。結果顯示對於小穿孔，軟骨厚度小於 1.0毫米，有很好的穩定性並且聲音傳輸損耗也較低。

(15)

耳道內聲壓壓力分為入射聲壓壓力及反射聲壓壓力[12]，利用動物實驗進行貓及沙鼠等耳道聲場量測，發現到耳道內反射係數的高低會影響耳道內聲場量測的差異值[13]。

2004 年起Gan等人，將耳道內空氣材料參數設為均質流體，聲音傳遞以耳道空氣模型進行有限元素分析(FEA)，發現耳膜和鐙骨產生的共振頻率於 3 kHz至 4 kHz 之間，文獻中利用耳道CT圖匯入CAD軟體，通過適當標記點沿其邊界，使耳道呈似直筒狀，並未探討耳道三維重建後之幾何外型變化及精確度[14, 15]，而以邊界元素法(BEM)模擬耳道聲場中，發現耳道增益量在 4 kHz以下變化量是較小的，如耳道內刺激音頻增加到 8 kHz至 15 kHz時，可達到 1.5 dB及 4.5 dB，並且較大增益量產生於耳道第一彎道至第二彎道處[16]。

2009 年游祥維[17]利用有限元素模型重建真實幾何外形之活人體耳道，並將聲音吸收率分為 6 組，觀察模擬與實驗值是否吻合，並探討耳道重建手術中為了降低手術複雜度與視線死角而將耳膜溝磨平後之聲壓特性影響。結果顯示當硬組織吸收率為 0.1，軟組織吸收率為 0.5 時的結果與實驗相符，而耳膜溝磨平對於正常耳道聲壓增益量僅約大於 1 dB 聲壓值，顯示對人耳並無明顯差異。

(16)

1.3 研就動機與目的

以往文獻在模擬耳道部份，並非以實際幾何外型做模擬分析，主要原因為耳道邊界辨識不易，所以本研究提出影像處理方法，使得耳道模型邊界能依真實幾何外型建立，再對模型進行模擬分析。

在臨床上為了解耳道內聲場，需利用真耳測試進行助聽器麥克風收音及放音至耳道內音場量測[18, 19]，而在耳道內麥克風放置點在臨床耳道量測聲場中，是相當重要的考量點[20]。由於外耳道最大聲音傳遞頻率共振主要發生在 2 kHz 到 4 kHz [18]，且耳道共振頻率和耳道幾何外型有密切關係[21] ，致使每位受測者的聲場皆不相同。以往相關文獻，有利用真耳測試測量對聲源方向性敏感度之研究[22, 23]，

但其目的著重於對外來音源位置之定位及語音的辨識率之探討[22]。而臨床之真耳測試，僅探討最接近耳膜位置之外耳道增益[24]，無法呈現完整的外耳道聲場中任一點聲壓及其聲壓方向性等變化趨勢，並且在真人真耳測試中，量測過程會造成患者的不適，並須只能於安靜房間內施測及儀器大小與耳道外形限制。

在臨床上進行耳道手術時，由於耳道略呈S型，而影響到手術者的視線，致使無法直視到完整耳膜，因此，為了進行手術，而常將耳膜溝(Sulcus Tympanicus)磨平，

然而，耳膜溝被磨平後，卻尚未討論磨平的程度對耳道內音場之影響。

耳道塌陷容易發生在老年人口，原因在於外耳道的真皮組織發生退化，導致彈性下降[25, 26]，在 60 到 79 歲，其發病率到達 36 %。但是，耳道塌陷在所有年齡層都有可能會發生，原因有可能是因為先天性或是外傷引起[27, 28]。而耳道塌陷程度對聲場的影響在以往文獻中尚未被討論。

(17)

本研究將探討分為三大部份：

第一部份為了克服真耳測試之缺點及檢測時環境限制，先將耳道之三維影像，

重建成有限元素模型，再以有限元素法分析活人耳道內聲壓之分佈。並探討耳道內壁的吸收率，對耳道內聲場之影響，

第二部份為探討耳膜溝磨平程度對外耳道內增益量的影響。先將耳膜溝依不同程度磨平 1 mm、2 mm 和 3 mm 之三維立體影像，重建成有限元素模型，再以有限元素法分析外耳道內聲壓之分佈。

第三部份為探討耳道塌陷程度對外耳道內增益量的影響。先將外耳道依不同程度塌陷 1 mm、2 mm 和 3 mm 之三維立體影像，重建成有限元素模型，再以有限元素法分析外耳道內聲壓之分佈。

(18)

A

影像處理

25 歲男性。受試對象同真耳測試之個案，透過高解析度

表 2- 1 CT 影像資料

影像參數

第二章以有限元素法分析活人體外耳道聲壓特性

本研究利用高解析度電腦斷層影像(High-Resolution Computed Tomography, HRCT)，透過醫學影像軟體 mira

^®

，重建活人體外耳道內空間聲場之三維立體影像，以便獲取外耳道之幾何外型尺寸，再由ANSYS

^®

建立有限元素模型，以有限元素法進行在耳道口施與正常講話之音壓60 dB SPL之負載值，進而去檢視 125 Hz、

250 Hz、500 Hz、750 Hz、1 kHz、2 kHz、3 kHz、4 kHz、5 kHz、6 kHz、7 kHz及 8 kHz這 12 個頻率下之刺激音頻，模擬活人體耳道內聲壓，並和REM相互比較，以有限元素分析外耳道聲壓分佈特性與實際真耳測試進行驗證。在實驗過程中，軟硬骨部吸收率分成 9 組。用以探討硬骨部及軟骨部組織的吸收率對聲場增益量的影響。

2.1

本研究對象為 1 名右耳正常

電腦斷層掃描取得顳骨部位外耳道影像，詳細資料如表 2-1 所示，透過醫學影像軟體Amira

^®

，重建活人體外耳道內空間聲場之三維立體影像，以便獲取外耳道之幾何外型尺寸。影像處理流程，如圖 2-1 所示。

掃描部位顳骨部位

影像總數 158 slices

影像厚度 0.3 mm

影像像素(Pixel) 512×512

像素大小(Pixel size) 0.1875×0.1875 mm

²

體素大小(Voxel size) 0.1875×0.1875×0.3 mm

³

(19)

由長庚醫院取得病患電腦斷層掃描影像資料

透過醫學軟體 Amira 去重建耳道 3D 立體影像

將重建完耳道模型進行簡化及平滑化處理動作

輸出 STL 檔案匯入 CAD 軟體檢視破裂面

有破裂面產生重回 Amira 修改無破裂面則匯出 SAT 檔

透過有限元素軟體 ANSYS 建立有限元素模型

圖 2- 1 影像處理流程

(20)

圖 2- 2 醫學軟體Ami

^®

影像處理介面

2.1.1 外耳道影像處理流程

本研究擷取高解析度電腦斷層掃描之頭顱顳骨部影像之外耳道區塊，利用醫學影像軟體Amira

^®

進行三維影像處理如圖 2-2 所示。在影像處理中首先須確認外耳顳骨CT影像中，耳道之範圍及其位置，Amira

^®

軟體中有三種影像顯示法，Linear、

Histogram及Colormap，Linear與Colormap為突顯出顳骨及耳道軟骨部(Cartage)時使用，如需看耳膜較不適宜；Histogram為區分耳道及耳膜邊界時使用，如需看耳膜較適宜用此顯像。因此，本研究利用Histogram顯像後應用影像閥值調整Data window，

進行min/max閥值調整，如圖 2-3，將Min調整至-1700、Max調整至 1700 及Opacity 調整至 100，顯示突顯出耳道影像邊界且分離出耳膜與外耳道之界線。如圖 2-4 所示，其中，圖 2-4(a) 為影像閥值調整前之影像，圖 2-4(b)為影像閥調整後之影像。

ra

(21)

圖 2- 3 影像閥值調整介面

(a) 影像閥值調整前 (b) 影像閥值調整後圖 2- 4 外耳區塊顳骨之二維影像

(22)

三維耳道體素堆疊進行重建中，利用brush功能及Magic Wand功能圈選出每一張 CT slice所需部份，透過SurfaceGen的堆疊計算工具將所圈選出二維截面，重建耳道三維立體影像，如圖 2-5 所示。在重建出三維耳道立體影像後，因為模型的點(Points) 與面(Surface)過於龐大，在往後分析計算上，將會花費過多的時間，所以透過醫學影像視覺化軟體Amira

^®

裡的Simplifier功能，進行耳道三維影像網格的簡化，縮減點跟面之數量，並計算縮減後之體積，控制體積誤差率在 1.45 %以內，如圖 2-6 所示，

與原體積比較在以誤差不超過 5 %為合理範圍內。最後再將耳道三維立體影像平滑化。

圖 2- 5 耳道模型圈選

圖 2- 6 簡化後外耳道空氣 3D 立體影像圖

(23)

由 CT 影像之輪廓進行三維重建取得所需邊界後，在進行三維幾何外形計算，

則需將各斷面之曲線轉換為曲面，及結合各斷面間的間距，以計算外耳道之三維幾何外形尺寸，所示其外耳道空氣模型之幾何外形尺寸，如表 2-2 所示。

最後在將所重建出的三維立體影像模組輸出為STL檔，由SolidWorks

^®

匯入圖檔後，去檢視有無破裂面產生，之後將可快速重建實體幾何模型，如圖 2-7 所示。完成後即可在輸出成SAT檔，即完成外耳道影像處理作業程序。

表 2- 2 外耳道空氣模型之幾何外形尺寸

部位面積(mm

²

) 體積(mm

³

) 面點與原體積比較

誤差率原始耳道

空氣模型 982.08 1032.04 45,168 22,586 簡化後耳道空

氣模型 800.99 1017.10 1,200 600 1.45 %

圖 2- 7 利用 Solid works 診斷無破裂面產生

(24)

有限元素分析[29]分為三大步驟，如圖 2-8 所示，依序為一般前處理器、求解器及一

2.2 有限元素分析流程

本研究是採用ANSYS

^®

有限元素分析軟體進行模擬。將Amira

^®

重建完成三維耳道立體影像匯入ANSYS

^®

，建立聲學有限元素模組。在外耳道口施與一刺激聲壓為正常講話聲壓 60 dB SPL之負載值，垂直於耳道內放音端表面的方向設定為自由擺動，其餘方向皆限制其自由度，在施予負載表面設定為流體結構介面(Fluid-Structure Interface, FSI)，取調和外力分析(Harmonic Force Analysis)以全解法(Full Method)進行分析耳道內空氣聲壓分佈及其變化性

，

進而去檢視 125 Hz、250 Hz、500 Hz、750 Hz、

1 kHz、2 kHz、3 kHz、4 kHz、5 kHz、6 kHz、7 kHz及 8 kHz這 12 個頻率下之刺激音頻，模擬活人體耳道內聲壓

。

而該 12 個頻率為臨床聽力檢查時所採用之標準音頻。

般後處理器。一般前處理器主要功能在於建立有限元素模組，節點、元素、結構外型建立、外力負載與邊界條件，都必須為於此處理器。求解器主要功能是在用於定義結構分析的型態、求解過程規範之求解動作。一般後處理器主要功能是用於靜態結構分析、模態分析、暫態分析後檢視分析的結果。

(25)

蒐集資料

工程問題

有限元素模型



幾何外形



材料性質



元素生成



邊界條件



負載條件

前處理

解題方程求解

顯示結果有誤

正確

最佳合理解釋

後處理

提出改善方式

圖 2- 8 有限元素分析流程

(26)

2.2.1 前處理

在前處理部份，首先利用Amira

^®

醫學影像軟體重建出三維耳道立體影像模型，

匯出 STL檔案，再透過CAD軟體轉換成 SAT檔案，並將 SAT檔案格式匯入ANSYS

^®

有限元素分析軟體，產生外耳道三維立體模型，並將封閉表面積建立為一個單一體積，再給予材料參數，如表 2-3 所示[30]。

流體聲學元素的規範，如圖 2-9 所示，其中最外緣紅色區域為實體元素，而對於與實體接觸的聲學元素如中間灰色區域所示，需要採用包含有三維方向位移與壓力自由度的流體元素；而內部黃色區域所示的聲學元素，則需採用只有壓力自由度的流體元素，而流體元素的材料參數設定需設定流體密度、聲速、吸收率和阻抗。

表 2- 3 材料參數表

部位空氣密度(g/mm

³

) 聲速(mm/s) 阻抗耳道空氣與皮膚

接觸介面 1.21E-6 343E-5 0.02

耳道空氣 1.21E-6 343E-5 0.02

(27)

從以往的文獻中發現，並無探討真實耳道內阻尼和反射係數及吸收率之研究。

聲音的吸收率部份在第一彎道時由於軟組織較多所以吸收率較大，而過第二彎道後，由於為顳骨部分居多，故吸收率也較小。耳道內軟硬骨部分佈，如圖 2-10 所示。

因此，在分析過程中，硬骨部吸收率分為 0.1、0.2 和 0.3，軟骨部吸收率分為 0.5、

0.7 和 0.9。軟、硬骨部吸收率分成 9 組，如表 2-4 所示，用以探討硬骨部及軟骨部組織的吸收率對聲場增益量的影響。

元素類型方面則採用 FLUID30 8-Node 之六面體元素，使用於外耳道空氣網格化之元素型式，由於耳道空氣與皮膚等軟組織相接觸，所以在外層的空氣模型元素需採用包含有位移與壓力自由度的流體元素；耳道內層空氣元素則採用只包含壓力自由度的流體元素以符合規範。

網格方面使用自由網格(Free Mesh)方式，去建立外耳道空氣之有限元素模型，

如圖 2-11 所示。網格後外耳道空氣模型共具備了 5,018 個元素及 1,194 個節點。而外層則設定空氣阻抗，如圖 2-12 所示。

表 2- 4 耳道內軟硬組織吸收率表

硬組織吸收率

0.1 0.2 0.3

0.5 (a)組 (d)組 (g)組

0.7 (b)組 (e)組 (h)組

軟組織吸收率

0.9 (c)組 (f)組 (i)組

(28)

硬組織軟組織

圖 2- 10 為耳道軟硬組織示意圖

圖 2- 11 耳道有限元素模型

圖 2- 12 耳道空氣之阻抗

(29)



2.2.2 求解

調和外力分析

流體和結構在網格介面處的相互作用引起聲壓施加給結構一個負載，並且結構運動產生一個有效的「流體負載」，有限元素的控制矩陣方程為方程式(2.1)及方程式 (2.2)；而[R]是一個耦合矩陣代表與流體結構介面(Fluid-Structure Interface, FSI)上的節點相連的有效表面面積，如圖2-13。耦合矩陣[R]也考慮進了組成接觸表面的每一對重合流體和結構單元面的法線向量方向。

ANSYS

^®

程式使用的法線向量之正方向定義為由流體網格以外朝向結構的方向，結構和流體負載量都是定義在流體結構的介面處並為節點自由度的未知函數。將未知的負載量放在方程式的左邊並且將兩方程式結合為一個方程式，方程式(2.3)顯示了流體結構介面處的節點包括位移和壓力自由度。

 



^ ^

     

^ ^

   

s s s

M U K U F R P (2.1)

  ^{ }   ^ ⁰ ^{ }  

      

     ^T 

f f f

M P K P F R U



        

     

   

   

   



(2.2)

  

  

s s

T

o f f

s

f

M O U K R U F

R M P O K P F

(2.3)

邊界條件設定為將垂直於耳道口表面的方向設定為自由擺動，其餘方向皆限制其自由度，如圖2-13所示，採用全解法，檢視耳道空氣125 Hz、250 Hz、500 Hz、750 Hz、

1 kHz、2 kHz、3 kHz、4 kHz、5 kHz、6 kHz、7 kHz及8 kHz等12種頻率下的聲壓分佈。

(30)

在調和外力分析中以音壓(Sound Press Level, SPL)去模擬聲音的強度，以「分貝 (Decibel, dB)值」描述。但分貝並非描述聲音大小，而是兩音壓的相對強度。因此聲音的強度以分貝表示可得到音壓分貝數，公式如下所示：

dBSPL(音壓分貝數)＝20log

0 P P

 

   

(2.4)

其中P是指測得的音壓數據，P

₀

是參考值數據為 2×10

^-5

N/m

²

。

圖 2- 13 流體結構介面及束制條件

2.2.3 後處理

在後處理器方面，去檢視外耳道空氣在設定的各頻率下的聲壓分佈。

(31)

2.3 活體人耳道以真耳測試量測耳道內聲壓分佈

真耳測試儀，這種測試可以利用儀器準確的測量出耳道真實聲壓的表現，如圖 2-14 所示。本研究將 REM 量測位置則以外耳道口為起始點，向鼓膜處推進，即距離外耳道口分別為 0.5 cm、1.0 cm、1.5 cm、2.0 cm 等 4 處，真耳測試時只需將患者的聽力圖輸入驗配儀中，可自動給出助聽器各個頻率所需的增益數值，稱目標增益曲線。然後透過放置在外耳道中的探管式微型麥克風，將經不同頻率的測試聲提取出來，即可得測試增益曲線。

利用有限元素軟體ANSYS

^®

，模擬耳道內空氣聲壓分佈及其變化性，在 125 Hz、

250 Hz、500 Hz、750 Hz、1 kHz、2 kHz、3 kHz、4 kHz、5 kHz、6 kHz、7 kHz、8 kHz等 12 個頻率下，將模擬後各增益量之結果，和REM相互比較，以有限元素分析外耳道聲壓分佈特性與實際真耳測試進行驗證。

圖 2- 14 真耳測試量測示意圖

(32)

2.4 結果

本研究有經過元素收斂性測試，當元素尺寸(Esize)設為 1 及 2 時，其結果僅有小幅變化，當頻率 4 kHz 時，只相差 1.88 %，如圖 2-15 所示，故本研究所採用之元素大小，其收斂性為收斂。

(a)元素段數為1 (b)元素段數為2 圖 2- 15 元素收斂性比較圖

本研究利用 HRCT 頭部顳骨區塊影像，由醫學軟體進行影像處理之灰階值調整突顯出耳道及耳膜，並進行活人體耳道三維影像重建，再經由介面系統轉換的方式，

建立外耳道聲學有限元素模組，進行活人體外耳道聲壓分析。

圖 2-17 到圖 2-20 所示為硬骨部吸收率 0.1，軟骨部吸收率 0.5，頻率 1 kHz 到 8 kHz 聲壓分佈圖，將聲壓換算為 dB，其最大增益量，2 kHz 到 8 kHz 時的最大增益量依序為 5.06 dB、12.19 dB、14.49 dB、17.21 dB、21.87 dB、25.98 dB、29.1 dB，

和 REM 相比，接近耳膜位置於耳道內 2.0 cm 處，在 2 kHz 時 REM 增益量為 12 dB，

相差 6.94 dB，在 4 kHz 時 REM 增益量為 16 dB，相差 1.51 dB，如圖 2-16 所示。

而在硬骨部吸收率 0.1，軟骨部吸收率 0.5 時，不同外耳道內深度 0.5、1.0、1.5 和 2.0 cm 處，FEM 和 REM 互相比較，在 2 kHz 到 4 kHz 時，深度越深，增益量的

(33)

在實驗過程中，考慮硬骨部吸收率 0.1、0.2 和 0.3，軟骨部吸收率 0.5、0.7 和 0.9，其分析結果如表 2-5 至表 2-7 所示。由表 2-5 可得知，在頻率 4 kHz 時，當硬骨部吸收率為 0.1 時，軟骨部吸收率從 0.5、0.7 到 0.9 的增益量大小分別為 14.49 dB、

11.39 dB 和 8.93 dB，軟骨部吸收率越小，增益量越大；當軟骨部吸收率為 0.5，硬骨部吸收率從 0.1 到 0.3 增益量分別為 14.49 dB、12.03 dB 和 11.29 dB，硬骨部吸收率越小，增益量越大。

吸收率對耳道增益量的影響，從數據中可以發現。吸收率越大代表其材料性質越軟，本研究將硬骨部吸收率由硬到軟分為 0.1、0.2、0.3，軟骨部吸收率由硬到軟分為 0.5、0.7、0.9，並互相組合成 9 組。以 4 kHz 來比較，最大增益量分別為 14.49 dB、11.39 dB、8.93 dB，12.03 dB、9.62 dB、7.86 dB、11.29 dB、9.11 dB、7.53 dB。

(34)

2.5 討論

軟骨部與顳骨的物理特性，及聲音的頻率特性，致使在耳道內產生駐波，而導致其頻率及振幅特性改變。在臨床上為了解耳道內聲場，需利用真耳測試法進行耳道內聲場量測，但只能控制探管式麥克風在耳道內的深度位置，並無法準確量測耳道內任意點的聲壓，且無法考量到耳道內反射係數影響耳道內聲場量測的差異值。

在 REM 方面，發現增益量最容易在 2 kHz 到 4 kHz 之間發生，如圖 2-16 所示。

給予右耳 60 dB SPL 刺激音其 0.5 kHz、1 kHz、2 kHz、4 kHz 之值，可得知於 0.5 kHz 及 1 kHz 無明顯增益，2 kHz 到 4 kHz 為主要增益頻率，其中最接近耳膜之 2.0 cm 處，4 kHz 之增益量為最大。在 FEM 中，由圖 2-17 到圖 2-20 的聲壓分佈圖，可觀察出當頻率高於 1 kHz 的時候，最大聲壓分佈區域開始往耳道口移動，並發現聲壓方向性的不同；當聲音在低於 1 kHz 時，雖然 REM 與 FEM 皆無明顯增益量之變化，

但 REM 是無法量測聲壓之方向性，卻可由 FEM 的聲壓分佈圖中，獲知聲壓的方向性。當頻率為 2 kHz 到 4 kHz 時，REM 與 FEM 皆可得知聲壓分佈呈現穩態趨勢，

越靠近耳膜的地方聲壓越大。在外耳道內 2.0 cm 處頻率 2 kHz 時，由 REM 和 FEM 得知之增益量，相差 6.94 dB，在 4 kHz 時，差距縮減為 1.51 dB。而在外耳道內 0.5、

1.0 和 1.5 cm 處，頻率為 2 kHz 到 4 kHz 時，增益量差距都略有不同，但趨勢是相同的，如圖 2-21 到圖 2-24 所示。本研究在 FEM 中使用一般空氣流體之材料參數，

而真實活人體耳道內空氣材料參數尚未得知是否有變異，可能是產生以上變數原因。

由結果可知有限元素法除了可模擬耳道內聲壓分佈，更能分析耳道內聲音傳遞的方向特性，由於在當聲音經過外耳道內時，會造成耳道共振效應，而產生增益量，

並將放大傳聲壓遞至耳膜。但在高頻時，由於聲音頻率特性，耳道內最大聲壓開始往耳道口移動。在 FEM 中，可呈現 3D 視覺化的分佈，且在 1 kHz 以下可以量測到

(35)

當硬骨部吸收率固定時，軟骨部吸收率越小，增益量越大，如表 2-5 至表 2-7 所示。以 4 kHz 來說，硬骨部吸收率 0.1，軟骨部吸收率在最小 0.5 時，其增益量為 14.49 dB；當硬骨部吸收率為 0.2 時，軟骨部吸收率在最小 0.5 時，其增益量為 12.03 dB；當硬骨部吸收率為 0.3 時，軟骨部吸收率在最小 0.5 時，其增益量為 11.29 dB 。由此可知，硬骨部吸收率越小，增益量同樣也會越大。

在圖 2-25 至圖 2-28 可以清楚看到軟硬骨部之吸收率在外耳道內不同深度，其增益量的變化。吸收率越小代表其材料性質越硬，硬骨部材料特性越硬，其耳道內增益量越大；當軟骨部材料特性越硬，其耳道內聲場增益量同樣提高。因此，硬骨部與軟骨部之材料特性對耳道內聲場的增益量是會影響的。此外，藉由有限元素模型之分析，可更進一步得知，當耳道壁組織之材料特性的改變，是會影響其對聲音之吸收率，進而改變耳道內聲場之增益量。故建立有限元素模型，用以分析活人體外耳道內之聲壓特性，是可用來彌補 REM 之不足。

圖 2- 16 右耳道不同位置增益

(36)

1

MN

MX

-.350E-08 -.253E-08

-.156E-08 -.597E-09

.370E-09 .134E-08

.230E-08 .327E-08

.424E-08 .520E-08 NODAL SOLUTION

STEP=1 SUB =8 FREQ=1000 REAL ONLY PRES (AVG) RSYS=0

DMX =.125E-10 SMN =-.350E-08 SMX =.520E-08

1 kHz

1

MN

MX

-.271E-07 -.201E-07

-.131E-07 -.614E-08

.857E-09 .785E-08

.148E-07 .218E-07

.288E-07 NODAL SOLUTION

STEP=1 SUB =16 FREQ=2000 REAL ONLY PRES (AVG) RSYS=0

DMX =.250E-10 SMN =-.271E-07 SMX =.358E-07

.358E-07

2 kHz

圖 2- 17 硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5，刺激頻率為 1 kHz 到 2 kHz 時之耳道內聲壓分佈

(37)

1

MN

MX

-.823E-07 -.641E-07

-.459E-07 -.277E-07

-.956E-08 .863E-08

.268E-07 .450E-07

.632E-07 .814E-07 NODAL SOLUTION

STEP=1 SUB =24 FREQ=3000 REAL ONLY PRES (AVG) RSYS=0

DMX =.375E-10 SMN =-.823E-07 SMX =.814E-07

3 kHz

1

MN

MX

-.162E-06 -.133E-06

-.103E-06 -.731E-07

-.433E-07 -.135E-07

.163E-07 .461E-07

.758E-07 NODAL SOLUTION

STEP=1 SUB =32 FREQ=4000 REAL ONLY PRES (AVG) RSYS=0

DMX =.500E-10 SMN =-.162E-06 SMX =.106E-06

.106E-06

4 kHz

(38)

1

MN MX

-.261E-06 -.216E-06

-.171E-06 -.126E-06

-.810E-07 -.359E-07

.926E-08 .544E-07

.995E-07 .145E-06 NODAL SOLUTION

STEP=1 SUB =40 FREQ=5000 REAL ONLY PRES (AVG) RSYS=0

DMX =.625E-10 SMN =-.261E-06 SMX =.145E-06

5 kHz

1

MN

MX

-.385E-06 -.315E-06

-.244E-06 -.174E-06

-.104E-06 -.334E-07

.369E-07 .107E-06

.178E-06 NODAL SOLUTION

STEP=1 SUB =48 FREQ=6000 REAL ONLY PRES (AVG) RSYS=0

DMX =.750E-10 SMN =-.385E-06 SMX =.248E-06

.248E-06

6 kHz

(39)

1

MN

MX

-.536E-06 -.432E-06

-.329E-06 -.225E-06

-.121E-06 -.174E-07

.864E-07 .190E-06

.294E-06 .398E-06 NODAL SOLUTION

STEP=1 SUB =56 FREQ=7000 REAL ONLY PRES (AVG) RSYS=0

DMX =.875E-10 SMN =-.536E-06 SMX =.398E-06

7 kHz

1

MN

MX

-.703E-06 -.562E-06

-.420E-06 -.279E-06

-.137E-06 .410E-08

.146E-06 .287E-06

.429E-06 NODAL SOLUTION

STEP=1 SUB =64 FREQ=8000 REAL ONLY PRES (AVG) RSYS=0

DMX =.100E-09 SMN =-.703E-06 SMX =.570E-06

.570E-06

8 kHz

(40)

0 2000 4000 6000 8000 Frequence (Hz)

-80 -60 -40 -20 0 20 40

Gain ( d B)

2.0 cm

Temporal bone_0.1 Cartage part_0.5 Real ear measurement

圖 2- 21 當硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5 時，FEM 分析及 REM 量測耳道內 2.0 cm 處之增益量

-80 -60 -40 -20 0 20

Gain ( d B)

1.5 cm

Temporal bone_0.1 Cartage part_0.5 Real ear measurement

0 2000 4000 6000 8000

Frequence (Hz)

圖 2- 22 當硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5 時，FEM 分析及 REM 量測耳道內 1.5 cm 處之增益

(41)

0 2000 4000 6000 8000 Frequence (Hz)

-80 -60 -40 -20 0 20 40

Gain ( d B)

1.0 cm

Temporal bone_0.1 Cartage part_0.5 Real ear measurement

-80 -60 -40 -20 0 20 40

Gain ( d B)

0.5 cm

Temporal bone_0.1 Cartage part_0.5 Real ear measurement

0 2000 4000 6000 8000

Frequence (Hz)

(42)

表 2- 5 硬骨部吸收率為 0.1 之頻率最大增益量 (dB)

頻率 軟骨部吸收率 0.5 軟骨部吸收率 0.7 軟骨部吸收率 0.9

125 Hz

-65.6 -67.37 -68.72

250 Hz

-47.55 -49.33 -50.68

500 Hz

-29.53 -31.32 -32.71

750 Hz

-19.05 -20.86 -22.27

1 kHz

-11.70 -13.56 -15.02

2 kHz

5.06 2.86 1.06

3 kHz

12.19 9.38 7.02

4 kHz

14.49 11.39 8.93

5 kHz

17.21 14.73 13.03

6 kHz

21.87 19.33 17.27

7 kHz

25.98 22.95 20.59

8 kHz

29.10 25.77 23.11

(43)

表 2- 6 硬骨部吸收率為 0.2 之頻率最大增益量 (dB)

125 Hz

-64.29 -65.43 -66.38

250 Hz

-46.34 -47.47 -48.45

500 Hz

-28.66 -29.88 -30.93

750 Hz

-18.71 -20.04 -21.25

1 kHz

-12.01 -13.56 -14.89

2 kHz

1.10 -1.31 -3.29

3 kHz

6.77 4.32 2.38

4 kHz

12.03 9.62 7.86

5 kHz

17.14 14.73 12.97

6 kHz

21.47 18.94 16.96

7 kHz

25.23 22.38 20.09

8 kHz

28.21 25.18 22.67

(44)

表 2- 7 硬組織吸收率為 0.3 之頻率最大增益量 (dB)

125 Hz

-63.94 -64.66 -65.35

250 Hz

-46.05 -46.80 -47.54

500 Hz

-28.68 -29.63 -30.52

750 Hz

-19.21 -20.45 -21.51

1 kHz

-13.13 -14.66 -16.00

2 kHz

-2.21 -4.36 -6.05

3 kHz

4.93 2.86 1.21

4 kHz

11.29 9.11 7.53

5 kHz

16.59 14.32 12.60

6 kHz

20.94 18.49 16.59

7 kHz

24.66 22.01 19.78

8 kHz

27.78 24.89 22.48

(45)

0 2000 4000 6000 8000 Frequence (Hz)

-60 0 20

Gai n ( d B)

hard_tissue_absorption 0.1 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

hard_tissue_absorption 0.2 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

hard_tissue_absorption 0.3 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

2.0 cm

圖 2- 25 硬骨部與軟骨部之吸收率對外耳道內 2.0 cm 處之增益量的影響

0 2000 4000 6000 8000

Frequence (Hz) -60

-40 -20 0 20

Ga in (d B)

hard_tissue_absorption 0.1 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

hard_tissue_absorption 0.2 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

hard_tissue_absorption 0.3 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

1.5 cm

(46)

0 2000 4000 6000 8000 Frequence (Hz)

-60 0 20

Gai n ( d B )

hard_tissue_absorption 0.1 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

hard_tissue_absorption 0.2 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

hard_tissue_absorption 0.3 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

1.0 cm

0 2000 4000 6000 8000

Frequence (Hz) -100

-80 -60 0 20

Ga in (dB )

hard_tissue_absorption 0.1 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

hard_tissue_absorption 0.2 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

hard_tissue_absorption 0.3 soft_tissue_absorption 0.5 soft_tissue_absorption 0.7 soft_tissue_absorption 0.9

0.5 cm

(47)

第三章以有限元素法分析耳膜溝磨平對外耳道內聲場之影響

本章將針對現今耳道手術中磨平外耳道內耳膜前緣之耳膜溝，進行有限元素模擬探討。在臨床上進行耳道手術時，由於耳道略呈 S 型，而影響到手術者的視線致使無法直視到完整耳膜，因此，為了進行手術，而常將耳膜溝磨平。然而，耳膜溝被磨平後，對耳道內聲場之影響尚無任何文獻探討。故本研究先將耳道之三維影像，

重建有限元素模型，再以有限元素法分析活人耳道內聲壓之分佈，用以探討耳膜溝 磨平程度對耳道增益量之影響。

3.1 影像處理

本研究對象為 1 名右耳正常 25 歲男性。受試對象同真耳測試之個案，透過高解析度電腦斷層掃描取得顳骨部位外耳道影像，詳細資料如表 3-1 所示，透過醫學影像軟體Amira

^®

，重建活人體外耳道內空間聲場之三維立體影像，以便獲取外耳道之幾何外型尺寸。影像處理流程，如圖 3-1 所示。

表 3- 1 CT 影像資料

影像參數

掃描部位顳骨部位

影像總數 158 slices

影像厚度 0.3 mm

影像像素 512×512

像素大小 0.1875×0.1875 mm

²

體素大小 0.1875×0.1875×0.3 mm

³

(48)

由長庚醫院取得病患電腦斷層掃描影像資料

透過醫學軟體 Amira 去重建耳道 3D 立體影像

圈選耳膜溝磨平影像進行重建

將重建完模型進行簡化及平滑化處理動作

輸出 STL 檔案匯入 CAD 軟體檢視破裂面

有破裂面產生重回 Amira 修改無破裂面則匯出 SAT 檔

透過有限元素軟體 ANSYS 建立有限元素模型

(49)

3.1.1 外耳道影像處理流程

擷取高解析度電腦斷層掃描之頭顱顳骨部影像之外耳道區塊，利用醫學影像軟體Amira

^®

進行三維影像處理，研究流程如圖 3-1 所示。在影像處理中首先須確認外耳顳骨CT影像中，耳道之範圍及其位置，再利用灰階值調整突顯外耳道二維像素，

以獲得較佳的二維影像。

三維耳道體素堆疊進行重建中，利用brush功能及Magic Wand功能圈選出每一張 CT slice所需部份，透過SurfaceGen的堆疊計算工具將所圈選出二維截面，重建耳道三維立體影像，如圖 3-2 所示。在重建出耳膜溝磨平 1 mm、2 mm和 3 mm後，因為模型的點與面過於龐大，在往後分析計算上，將會花費過多的時間，所以透過醫學影像視覺化軟體Amira

^®

裡的Simplifier功能，進行耳道三維影像網格的簡化，縮減點跟面之數量，並計算縮減後之體積，與原體積比較在以誤差不超過 5 %為合理範圍內，最後再將耳道三維立體影像平滑化，如圖 3-3 所示。

圖 3- 2 耳道模型圈

(50)

圖 3-3 (a) 耳膜溝磨平 1 mm

圖 3-3 (b) 耳膜溝磨平 2 mm

圖 3-3 (c) 耳膜溝磨平 3 mm

圖 3- 3 耳膜溝磨平外耳道平滑化影像

(51)

由 CT 影像之輪廓進行三維重建取得所需邊界後，在進行三維幾何外形計算，

則需將各斷面之曲線轉換為曲面，及結合各斷面間的間距，以計算外耳道之三維幾何外形尺寸，所示其外耳道空氣模型之幾何外形尺寸，如表 3-2 所示。

最後在將所重建出的三維立體影像模組輸出為STL檔，由SolidWorks

^®

匯入圖檔後，去檢視有無破裂面產生，之後將可快速重建實體幾何模型。完成後即可在輸出成SAT檔，即完成外耳道影像處理作業程序。

表 3- 2 外耳道空氣模型之幾何外形尺寸

部位面積(mm

²

) 體積(mm

³

) 與簡化前體積比較誤差率

與簡化後原始耳道體積

比較誤差率原始耳道

空氣模型 1963.18 1033.11 簡化後

原始耳道 1669.70 1028.44 0.45 % 耳膜溝磨平

1 mm 1968.11 1054.31 簡化後耳膜溝磨平

1 mm 1675.02 1050.51 0.36 % 2.14 % 耳膜溝磨平

2 mm 1977.42 1071.55 簡化後耳膜溝磨平

2 mm 1686.80 1066.71 0.45 % 3.70 % 耳膜溝磨平

3 mm 1988.34 1089.89 簡化後耳膜溝磨平

3 mm 1696.93 1085.03 0.35 % 5.51 %

(52)

3.2 有限元素分析流程

本研究是採用ANSYS

^®

有限元素分析軟體進行模擬。將Amira

^®

重建完成三維耳膜溝磨平 1 mm、2 mm和 3 mm之立體影像匯入ANSYS

^®

，建立聲學有限元素模組。

在外耳道口施與一刺激聲強為正常講話聲壓 60 dB聲壓之負載值，垂直於耳道內放音端表面的方向設定為自由擺動，其餘方向皆限制其自由度，在施予負載表面設定為流體結構介面，取調和外力分析以全解法進行分析耳道內空氣聲壓分佈及其變化性，進而去檢視 125 Hz、250 Hz、500 Hz、750 Hz、1 kHz、2 kHz、3 kHz、4 kHz、

5 kHz、6 kHz、7 kHz及 8 kHz等 12 個頻率下之刺激音頻，模擬活人體耳道內聲壓。

而該 12 個頻率為臨床聽力檢查時所採用之標準音頻。

有限元素分析[29]分為三大步驟，依序為一般前處理器、求解器及一般後處理器。一般前處理器主要功能在於建立有限元素模組，節點、元素、結構外型建立、

外力負載與邊界條件，都必須為於此處理器。求解器主要功能是在用於定義結構分析的型態、求解過程規範之求解動作。一般後處理器主要功能是用於靜態結構分析、

模態分析、暫態分析後檢視分析的結果。

詳細處理流程如 2.2 章節所示，在分析過程中，硬骨部吸收率分為 0.1，軟骨部吸收率分為 0.5，而在後處理器方面，去檢視在不同耳膜溝磨平程度時，各頻率下的聲壓分佈。

(53)

3.3 結果

本章利用高解析度電腦斷層掃描頭部顳骨區塊影像，由醫學軟體進行影像處理之灰階值調整突顯出耳道及耳膜，並進行活人體耳道三維影像重建，再經由介面系統轉換的方式，建立外耳道聲學有限元素模組，進行活人體外耳道聲壓分析。

圖 3-5 所示為硬骨部吸收率 0.1，軟骨部吸收率 0.5，在外耳道內 2.0 cm 處，FEM 分析和 REM 增益量之頻率響應圖，其最大增益量，如表 3-3 所示，2 kHz 到 8 kHz 時的最大增益量依序為 5.06 dB、12.19 dB、14.49 dB、17.21 dB、21.87 dB、25.98 dB、

29.1 dB，和 REM 相比，接近耳膜位置於耳道內 2.0 cm 處，在 2 kHz 時 REM 增益量為 12 dB，相差 6.94 dB，在 4 kHz 時，耳道內之增益量為 16 dB，相差 1.51 dB，

如圖 3-4 所示。

在分析過程中，考慮耳膜溝磨平程度對耳道增益量之影響，其結果如表 3-3 所示。當頻率 1 kHz 以下及 4 kHz 以上，耳膜溝磨平和正常耳道相比，其差異性在 2 % 到 8 %之間。當頻率在 2 kHz 到 4 kHz 之間時，耳膜溝磨平和正常耳道相比，其差異性在 18 %到 45 %之間。以增益量大小來看，頻率 1 kHz 以下及 4 kHz 以上時，磨平後和正常耳道相比，平均各頻率相差 2 dB 左右，而耳膜溝磨平 1 mm 到 3 mm，

平均各頻率相差不到 1 dB，而當前耳膜溝磨平最多 3 mm 時，與正常耳道相比，增益量差異最大在 4 kHz 時，耳膜溝磨平 3 mm 增益量下降約 4 dB，如圖 3-7 所示。

(54)

3.4 討論

由結果可得到有限元素法模擬對於耳道內聲音傳遞的方向特性，並可藉由本研究清楚的顯示出聲壓之向量性，如圖 3-8 到圖 3-10 聲壓分佈圖，由於軟骨部與顳骨的物理特性，當聲音經由外耳道傳入耳膜時，因為聲音的頻率特性產生駐波，而導致其頻率及振幅特性改變。

由 FEM 模擬正常耳道結果之增益量大小和 REM 互相比較可得知，其趨勢是相當符合。在頻率 1 kHz 以下以及 4 kHz 以上時，耳膜溝磨平對正常耳道無明顯影響，

其差異性不到 10 %，增益量大小則相差不到 2 dB，耳膜溝磨平 1 mm 到 3 mm 之間，

增益量相差不到 1 dB 的大小。而在頻率 2 kHz 到 4 kHz 之間，耳膜溝磨平和正常耳道相比，差異性到達 18 %到 45 %之間，明顯可知耳膜溝磨平對聲場影響，尤其在 2 kHz 最明顯，3 kHz 次之，4 kHz 較少，雖較有明顯影響，但磨平後增益量大小和正常耳道增益量相比，相差約 3 dB 左右，耳膜溝磨平 1 mm 到 3 mm 之間，增益量則相差不到 1 dB。

從表 3-3 可知，正常耳道和 3 種不同耳膜溝磨平厚度之增益量差距都略有不同，

但其趨勢是相同的，如圖 3-6 所示。產生以上之變數原因係由於不同磨平厚度在 Amira

^®

簡化過程無法精準的控制耳道容積的平均大小，以及在FEM中使用非真實活人體耳道內空氣的材料參數，而是採用FEM空氣流體之材料參數，造成此分析結果的差異，但趨勢與實驗相符。

本研究將正常耳道利用 REM 和 FEM 進行比較，結果顯示 FEM 和 REM 趨勢一樣，增益量大小也相近，如圖 3-5 所示，之後再將 FEM 正常耳道和耳膜溝三種不同厚度的磨平進行比較，結果顯示對聲壓並無明顯影響。耳膜溝磨平的厚度越大，代

(55)

圖 3- 4 右耳道不同位置增益

-80 -60 -40 -20 0 20 40

Gain ( d B)

2.0 cm

Temporal bone_0.1 Cartage part_0.5 Real ear measurement

0 2000 4000 6000 8000

Frequence (Hz)

圖 3- 5 以 FEM 分析耳道內 2.0 cm 處硬骨部吸收率(0.1)軟骨部吸收率(0.5) 之增益量和 REM 之增益量

(56)

0 2000 4000 6000 8000 Frequence (Hz)

-80 -60 -40 -20 0 20 40

Gain (d B)

1 mm 2 mm 3 mm 0 mm

圖 3- 6 頻率 1 kHz 到 8 kHz 之耳膜溝磨平各厚度增益量

-80 -60 -40 -20 0 20 40

0 2000 4000 6000 8000

Frequence (Hz)

Gai n (d B)

3 mm 0 mm

圖 3- 7 頻率 1 kHz 到 8 kHz 之耳膜溝磨平 3 mm 和正常耳道之增益量

(57)

MN

MX

-.380E-08 -.289E-08

-.199E-08 -.109E-08

-.182E-09 .721E-09

.162E-08 .253E-08

.343E-08 .434E-08 NODAL SOLUTION

STEP=1 SUB =8 FREQ=1000 REAL ONLY PRES (AVG) RSYS=0 DMX =.125E-10 SMN =-.380E-08 SMX =.434E-08

MN

MX

-.288E-07 -.224E-07

-.160E-07 -.956E-08

-.314E-08 .328E-08

.969E-08 .161E-07

1 kHz 2 kHz

MN

MX

-.852E-07 -.689E-07

-.526E-07 -.363E-07

-.200E-07 -.365E-08

.127E-07 .290E-07

MN

MX

-.166E-06 -.139E-06

-.112E-06 -.847E-07

-.577E-07 -.306E-07

-.356E-08 .235E-07

3 kHz 4 kHz

MN

MX

-.267E-06 -.224E-06

-.180E-06 -.137E-06

-.936E-07 -.503E-07

-.689E-08 .365E-07

MN

MX

-.393E-06 -.326E-06

-.258E-06 -.191E-06

-.123E-06 -.553E-07

.123E-07 .799E-07

5 kHz 6 kHz

MN

MX

-.543E-06 -.445E-06

-.348E-06 -.251E-06

-.153E-06 -.559E-07

.415E-07 .139E-06

MN

MX

-.701E-06 -.572E-06

-.443E-06 -.314E-06

-.185E-06 -.564E-07

.726E-07 .202E-06

7 kHz 8 kHz

圖 3- 8 硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5，刺激頻率為 1 kHz 到 8 kHz 時，

(58)

MN

MX

-.360E-08 -.272E-08

-.184E-08 -.964E-09

-.846E-10 .795E-09

.167E-08 .255E-08

MN

MX

-.274E-07 -.211E-07

-.149E-07 -.866E-08

-.241E-08 .383E-08

.101E-07 .163E-07

1 kHz 2 kHz

MN

MX

-.805E-07 -.649E-07

-.492E-07 -.336E-07

-.179E-07 -.224E-08

.134E-07 .291E-07

MN

MX

-.156E-06 -.130E-06

-.104E-06 -.788E-07

-.532E-07 -.276E-07

-.195E-08 .237E-07

3 kHz 4 kHz

MN

MX

-.250E-06 -.208E-06

-.167E-06 -.125E-06

-.839E-07 -.425E-07

-.113E-08 .403E-07

MN

MX

-.368E-06 -.303E-06

-.239E-06 -.174E-06

-.109E-06 -.442E-07

.206E-07 .855E-07

5 kHz 6 kHz

MN

MX

-.510E-06 -.416E-06

-.323E-06 -.229E-06

-.136E-06 -.419E-07

.517E-07 .145E-06

MN

MX

-.666E-06 -.542E-06

-.417E-06 -.292E-06

-.168E-06 -.432E-07

.814E-07 .206E-06

7 kHz 8 kHz

圖 3- 9 硬骨部吸收率為 0.1 及軟骨部吸收率為 0.5，刺激頻率為 1 kHz 到 8 kHz 時，

中 華 大 學

中 華 大 學 碩 士 論 文

活體變異性外耳道內聲壓特性探討

The study of the sound pressure characteristics in the defective living external auditory canal

系 所 別：機械工程學系碩士班

學號姓名：M09708038 王仁宏

指導教授：陳精一 博士

余仁方 博士

中文摘要

Abstract

誌謝

另外，我仍想感謝常常回實驗室關心的學長一宏、自豪、子翔、彥達、祥維在

最後，僅以此論文獻給我最親愛的父母與家人，因為有你們的支持與鼓勵，讓

目錄

圖目錄

®

表目錄

第一章 緒論

1.1 前言

1.2 文獻回顧

1.3 研就動機與目的

影像處理

第二章 以有限元素法分析活人體外耳道聲壓特性

®

®

2.1

®

2

3

®

2.1.1 外耳道影像處理流程

®

®

®

®

2

3

2.2 有限元素分析流程

®

®

®

，

。











2.2.1 前處理

®

®

3



2.2.2 求解

®

 



     

   

s s s

M U K U F R P (2.1)

       0    

      

     T 

f f f

M P K P F R U



        

     

   

   

   





  

  

s s

T

o f f

s

中華大學

中華大學碩士論文

系所別：機械工程學系碩士班

指導教授：陳精一博士

余仁方博士

^®

第一章緒論

第二章以有限元素法分析活人體外耳道聲壓特性

^®

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²

³

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²

³

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     ^T 

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