基于薄膜摩擦纳米发电机的频率选择性仿生耳蜗基底膜声学传感器设计

背景

在世界范围内，由于年龄、癌症、肺结核、噪音、药物滥用、身体创伤等多种原因导致听力障碍的人很多[1,2,3,4]。作为最严重和典型的听力障碍之一，感音神经性听力损失往往是由于耳蜗内Corti器官的毛细胞损伤或丢失，导致听力功能的频率辨别障碍[5,6]。 ,7]。耳蜗最重要的功能是通过频率分离传入的声波，并将不同频率的声音引起的振动转化为电能以刺激听觉神经 [8, 9]。基底膜是一种特殊的薄膜，对频率选择性起着重要的作用。大多数患有感音神经性听力损失的患者选择人工耳蜗，将声学转化为电，通过插入耳蜗的电阵列刺激听觉神经 [10, 11]。然而，这些人工耳蜗让患者感到非常不舒服，因为它们在患者头上放置了许多附加设备，这给患者睡眠或运动带来了许多不便。另一方面，它们还需要外围设备为所有系统提供电能[12]。为了克服这些缺点，制造自供电制品和完全自给自足的植入式人工耳蜗一直是全球许多研究人员努力的重点。

为了实现像耳蜗一样的频率选择性功能，已经报道了一些微纳结构器件。 Juichi Ito 和 Keon Jae Lee 等人。制造的声学传感器可以实现基于压电材料的频率选择性功能[13,14,15]。然而，由于压电的低电压响应，这些设备的电压输出相对较低，范围从几微伏到约 100 μV。另一方面，H Shintaku 等人。演示了一种由微束阵列制成的声学传感器，与音频传感器相比，它只能实现更高频率的频率 [16]。但所有这些设计都存在一些显着的弱点，如器件制造工艺复杂、电力输出低、频率选择等。

作为新兴的技术领域，摩擦纳米发电机（TENG）成为解决所有这些问题的理想方法[17,18,19]。基于带电和静电感应的耦合，可以以较少的费用和简单的结构轻松获得惊人的电输出，避免复杂的制造工艺。这种易于处理的机制/设计衍生出大量结构来轻松清除各种机械能，使自供电设备不再是梦想 [20,21,22,23]。详细地说，TENGs 本质上是为微观或纳米级的机械到电能的转换而开发的，它与空气流动的振动更加兼容，并鼓励了有关它的一系列研究 [24, 25]。例如，通过巧妙地吸收声能，杨等人。已经成功地使用基于 TENG 的自供电麦克风生动地记录了声纹 [26]。需要注意的是，这些器件对机械频率的变化非常敏感，对下一代选频元件的发展具有启发意义。

在本文中，我们展示了一种声学装置，它既实现了频率选择性，又实现了声能向电能的转换。我们的设备由两片聚四氟乙烯 (PTFE) 膜组成，它们固定在位于亚克力板上的梯形狭缝上，狭缝上方的 PTFE 膜用作传感器。聚四氟乙烯膜（PM）的功能与天然基底膜的能力相对应，并根据入射声波频率在不同地方发生的PM振动得到成功证实。

方法/实验

图 1 显示了描述耳蜗基底膜的示意图。基底膜在被动听力中起着重要作用 [27]。它的形状类似于梯形框架，该框架被扭曲成螺旋状并被薄膜覆盖。由于其几何特征，基底膜能够机械分离传入声波中包含的频率分量。基底膜顶端区对高声波有反应，基底区仅对低频声有反应。当基底膜特定位置的共振频率声波振动时，位于基底膜上的毛细胞打开或关闭离子通道以产生电位[28]。

耳蜗和基底膜的概念示意图。基底膜为螺旋状薄膜，其宽度从顶端到基底部逐渐减小

膜式声传感器的名称如图2所示。该装置主要包括两层PTFE膜，一层Kapton聚酰亚胺薄膜和两块带有梯形狭缝的亚克力板。亚克力板为长方形板，长120mm，宽60mm，厚4mm。梯形狭缝位于亚克力板的中间，底线和顶线的长度分别为30和10毫米，高度为100毫米。 PTFE 膜在长度和宽度上与丙烯酸板相似，只是厚度仅为 20 μm。梯形形状的灵感来自耳蜗基底膜，其局部共振频率从顶线到基线逐渐变化 [29, 30]。具有九个由银沉积制成的元件的电极阵列是在基于磁性溅射系统的 PTFE 膜的上侧制造的。由于约 200 nm 厚的电极比 PTFE (40 μm) 的电极薄得多，因此它们不会影响 PTFE 的振动特性。为方便起见，电极从梯形膜的底部到顶部分别命名为 #1~#9，如图 2b 所示。每个电极的尺寸为 4*8 mm ² 为矩形，两个相邻电极之间的面内距离为 10 mm。与亚克力板尺寸相同的Kapton硬膜置于两层聚四氟乙烯膜之间。 Kapton 膜的厚度将决定声压检测极限。 Kapton 薄膜的作用是在两层聚四氟乙烯薄膜之间形成一个狭窄的间隙。 Kapton 膜和 PTFE 膜无应变地覆盖在两个带有梯形狭缝的亚克力板中间，并用粘合剂胶水。 PM 的振动是通过使用激光多普勒振动计测量系统 (LDV) 和声级分析仪在 100 到 3000 Hz 范围内的各种频率下测量的。使用前置放大器通过电极测量电信号输出。

仿生膜传感器的结构设计。 一 用于频率选择性的设备主要组件的 3D 视图。它们粘在一起，只有被梯形狭缝包围的弹性聚四氟乙烯膜才能在声音刺激下自由振动。 b 传感器的俯视图。电极由镀银制成，编号从电极#1 到#9

结果与讨论

我们首先研究了声压对 PTFE 膜的振幅和 LDV 和示波器输出的摩擦电压的影响。图 3 显示了外部声压与 PTFE 膜中振动幅度之间的关系。在这里，我们从编号为 #2、#5 和 #8 的电极中选择信号。声压由扬声器提供，该扬声器可以在距离设备 100 毫米的地方以小角度倾斜发射正弦声波。从图 3a 中可以看出，每个电极的振动幅度随着声压的增加而线性增加。此外，当电极数量增加时，振幅增加。图 3b 显示了声压与摩擦电压输出幅度之间的关系。摩擦电输出的幅度也表现出与声压的线性关系。这些结果证明膜声传感器可以通过检测摩擦纳米发电机的电压来检测声波的大小。

声压对振幅a影响的实验结果 的振动和 b 摩擦电压输出。显然，它是一种振幅与声压的线性关系

我们接下来研究了具有频率选择性的膜声学传感器的调谐能力。图 4a-c 分别显示了振动的频率依赖性和 #2、#5 和 #8 电极处的摩擦电压输出。黑线代表振动幅度，而摩擦电压的输出由红线绘制。结果表明，每个电极具有特定频率，其中电极具有相对较大的输出。 PTFE 的局部共振频率与传入声音的局部共振频率相匹配的局部区域以大振幅振动，从而导致振动峰值。电极 #8 的电压输出峰值为 104 mV，对应于 PTFE 膜的局部区域，振动峰值为 1850 Hz。类似地，振幅为 200 和 1030 Hz 的局部区域分别对应于电极 #2 和 #5 的摩擦电压输出峰值。此外，振动的频率依赖性与摩擦电压输出在性质上相似。

a摩擦电压输出信号与振幅研究结果 电极 #2，b 电极 #5 和 c 8 号电极，通过 LDV 系统和示波器在 20 到 3000 Hz 的频率范围内测量，振动位移和摩擦电压输出信号的分布在整个频率带宽上紧密重叠。 d 电极数与聚四氟乙烯膜局部共振频率关系的实验结果

图 4d 显示了局部区域的共振频率与电极数量之间的关系。电极数代表距梯形狭缝底部的距离。显然，随着声音频率的增加，振动的峰值倾向于向更大的电极数移动，对应于耳蜗中实际基底膜的基区。

如前所述，膜声传感器模仿耳蜗基底膜，其工作原理可以用膜声振动和振动诱导发电两部分来解释。一方面，COMSOL Multiphysics 模拟了 PTFE 基底膜在 20 到 3000 Hz（人类可听频率的一部分）不同频率下响应外部声压的声学振动模式，如图 1 所示。 5 [31]。从仿真结果我们可以发现，PTFE 膜的振幅分布清楚地显示出对声频的依赖性。聚四氟乙烯膜局部共振的振幅最大的地方随着频率的增加从梯形区域的基线向顶线移动，与实验结果吻合较好。

采用Comsol软件模拟a频率下单层PTFE膜的振动特性 300 赫兹，b 1000 赫兹，c 2000 赫兹

另一方面，聚四氟乙烯膜感应发电的声振动归因于接触带电和静电之间的耦合[32]，如图6所示。当不使用膜声传感器时，没有任何电压信号通过声音（图 6a）。当外部声压使上层 PTFE 膜与下层 PTFE 膜上的银沉积接触时（图 6b），PTFE 从银层中夺取电子，使负摩擦电荷因静电而被相反的摩擦电荷平衡归纳[19]。结果，两层之间以及上膜和地面上的电子之间都没有电位差。当外界声压消失时，上层聚四氟乙烯基底膜因其固有的弹性会从下层聚四氟乙烯膜反弹回来。两个膜层之间会出现间隙（图6c），由于摩擦电荷，导致某个电极的电位下降，与银电极与地之间的关系相同[33]。

传感器工作原理图。 一 静止状态，其中 PTFE 不带电，没有声音刺激。 b 接触状态，在声压下，上层 PTFE 膜带负电。 c 分离状态，上下PTFE膜相互分离，电位差驱动自由电子通过外电路从地流向银电极

结论

总之，我们展示了一种模拟耳蜗中基底膜功能的新方法，该方法具有重要的频率选择性影响，通过使用基于摩擦纳米发电机的具有声/电转换的膜传感器。梯形聚四氟乙烯薄膜，上面涂有几个长方形的小银电极，是声传感器的主要组成部分。采用激光多普勒测振仪和示波器，通过施加一定频率的声波，测量梯形聚四氟乙烯薄膜的振动特性和电信号输出。随着频率的增加，具有最大振幅的位置向梯形 PTFE 膜的较窄区域移动。通过这种方式，传感器可以实现频率选择性功能。此外，使用 COMSOL 进行了有限元模拟，表明梯形 PTFE 膜的振幅与传入声波之间的关系符合实验结果。该膜声传感器展示了一种新的、有效的低成本解决感音神经性听力损失的方法，为摩擦纳米发电机治疗耳聋提供了一种替代方法。

缩写

LDV：

激光多普勒测振仪（LDV）

下午：

聚四氟乙烯膜

聚四氟乙烯：

聚四氟乙烯

TENG：

摩擦纳米发电机