DE10031832C2 - Hörgerät zur Rehabilitation einer Hörstörung - Google Patents
Hörgerät zur Rehabilitation einer HörstörungInfo
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Description
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Hörgerät zur Rehabilitation einer Hörstörung, das
mindestens einen Schallsensor (Mikrofon) zur Aufnahme des Schallsignals
und dessen Umwandlung in ein elektrisches Audiosignal, eine elektronische
Signalverarbeitungseinheit zur Audiosignalverarbeitung und -verstärkung, eine elektrische
Energieversorgungseinheit, welche einzelne Komponenten des Systems mit Strom versorgt,
und eine Aktoranordnung umfasst, die mit einem oder mehreren elektroakustischen,
elektromechanischen oder rein elektrischen ausgangsseitigen Aktoren oder einer beliebigen
Kombination solcher Aktoren zur Stimulation des geschädigten Gehöres versehen ist.
Unter Hörgeräten, nachfolgend auch als "Hörsysteme" bezeichnet sollen vorliegend Systeme verstanden werden, bei denen das Schallsignal
mit mindestens einem Sensor, der ein Schallsignal in ein elektrisches Signal umwandelt
(Mikrofonfunktion), aufgenommen und elektronisch weiterverarbeitet und verstärkt wird und
deren ausgangsseitiges Signal das geschädigte Gehör auf akustische, mechanische oder
elektrische Weise oder durch eine beliebige Kombination dieser drei physikalischen
Reizformen stimuliert.
Unter dem Begriff "Hörstörung" sollen vorliegend alle Arten von Innenohrschäden,
kombinierten Innen- und Mittelohrschäden sowie auch zeitweise auftretende oder
permanente Ohrgeräusche (Tinnitus) verstanden werden.
Das Hörsystem gemäß vorliegender Erfindung kann nichtimplantierbar oder mindestens
teilweise implantierbar ausgebildet sein, und es umfasst mindestens einen schallaufnehmenden
Sensor (Mikrofon), eine elektronische Anordnung zur Audiosignalverarbeitung und Verstär
kung, eine elektrische Energieversorgungseinheit, welche einzelne Komponenten des
Systems mit Strom versorgt, eine drahtlose, transkutane Ladevorrichtung im Falle eines
Vollimplantates bei Verwendung eines implantatseitig sekundären elektrischen
Speicherelements sowie eine ausgangsseitige aktorische Anordnung, die aus mindestens
einem elektroakustischen Wandler bei einem konventionellen Hörgerät besteht oder aus
mindestens einem elektromechanischen Wandler, der das geschädigte Innenohr direkt oder
mittelbar über eine mechanische Ankopplung an Teile des Mittelohres mechanisch stimuliert
oder einer intracochleären Reizelektrodenanordnung, die das geschädigte Innenohr durch
elektrische Reizung mit mindestens einer Reizelektrode stimuliert, oder einer Reizelektroden
anordnung mit mindestens einer Reizelektrode, die den Hirnstamm, das heißt, Teile der
höheren Hörbahn direkt elektrisch stimuliert ("Brainstem-Implant") oder einer beliebigen
Kombination der genannten Stimulationsarten.
Konventionelle Hörgeräte mit ausgangsseitig akustischer Stimulation des geschädigten
Gehörs, insbesondere des Innenohres, haben in den letzten Jahren bezüglich der
elektronischen Signalverarbeitung erhebliche Verbesserungen erfahren, die insbesondere auf
dem Einsatz moderner volldigitaler Signalprozessoren beruhen. Mit Hilfe dieser Prozessoren
und der entsprechenden Signalverarbeitungssoftware kann die Rehabilitation der Hörstörung
durch verfeinerte Anpassung an den individuellen Hörschaden optimiert werden.
Insbesondere sind so erstmals rausch- beziehungsweise störsignalunterdrückende
Algorithmen implementierbar, die besonders dem Umstand Rechnung tragen, daß vor allem
Innenohrschwerhörige dann erhebliche Schwierigkeiten beim Sprachverstehen einzelner
Personen haben, wenn sie sich in störlärmerfüllter Umgebung befinden.
Die Rehabilitation sensorischer Hörstörungen mit teilimplantierbaren, elektronischen
Systemen hat in jüngerer Zeit ebenfalls einen bedeutenden Stellenwert erhalten. Insbesondere
gilt dies für den Patientenkreis, bei dem das Gehör durch Unfall, Krankheit oder sonstige
Einflüsse vollständig ausgefallen oder bereits von Geburt an nicht funktionsfähig ist. Ist in
diesen Fällen nur das Innenohr (Cochlea) und nicht die nach zentral führende neuronale
Hörbahn betroffen, kann mit elektrischen Reizsignalen der verbliebene Hörnerv stimuliert
und somit ein Höreindruck erzeugt werden, der bis zu einem offenen Sprachverständnis
führen kann. Bei diesen sogenannten Cochlea Implantaten wird in die Cochlea ein Reizelek
troden-Array eingeführt, das von einem elektronischen System angesteuert wird, wobei
dieses hermetisch dichte und biokompatibel eingekapselte Elektronikmodul operativ im
knöchernen Bereich hinter dem Ohr (Mastoid) eingebettet ist. Das elektronische System
enthält bei derzeit verfügbaren Systemen im wesentlichen nur Dekodier- und Treiberschal
tungen für die Reizelektroden. Die akustische Schallaufnahme, die Wandlung dieses
Schallsignals in elektrische Signale und deren weitere Verarbeitung erfolgen extern in einem
sogenannten Sprachprozessor, der außen am Körper getragen wird. Der Sprachprozessor
setzt die vorverarbeiteten Signale entsprechend kodiert auf ein hochfrequentes Trägersignal
um, das über eine induktive Kopplung durch die geschlossene Haut (transkutan) zu dem
Implantat übertragen wird. Das schallaufnehmende Mikrofon befindet sich außerhalb des
Körpers und in den meisten Anwendungen in einem an der Ohrmuschel getragenen Gehäuse
eines Hinter-dem-Ohr-Hörgerätes (HdO), und es ist über ein Kabel mit dem Sprachprozessor
verbunden. Solche Cochlea-Implantat-Systeme sowie deren Komponenten und Prinzipien
der transkutanen Signalübertragung sind beispielhaft in folgenden Patentschriften beschrie
ben:: US-A-5 070 535, US-A-4 441 210, EP-A-0 200 321, US-A-5 626 629. Verfahren
zur Sprachaufbereitung und -Kodierung bei Cochlea-Implantaten sind beispielsweise in
folgenden Patentschriften angegeben: EP-A-0 823 188, EP-A-0 190 836, US-A-5 597 380,
US-A-5 271 397, US-A-5 095 904, US-A-5 601 617, US-A-5 603 726.
Neben der Rehabilitation gehörloser beziehungsweise ertaubter Patienten mit Cochlea-
Implantaten existieren seit geraumer Zeit Ansätze, Patienten mit einer sensorineuralen
Hörstörung, die operativ nicht behebbar ist, mit teil- beziehungsweise vollimplantierbaren
Hörgeräten eine bessere Rehabilitation als mit konventionellen Hörgeräten zu bieten. Das
Prinzip besteht in den überwiegenden Ausführungsformen darin, ein Ossikel des Mittelohres
oder das Innenohr direkt über einen mechanischen beziehungsweise hydromechanischen Reiz
zu stimulieren und nicht über das verstärkte akustische Signal eines konventionellen
Hörgerätes, bei dem das verstärkte Schallsignal dem äußeren Gehörgang zugeführt wird. Der
aktorische Stimulus dieser elektromechanischen Systeme wird mit verschiedenen physikali
schen Wandlerprinzipien realisiert wie zum Beispiel durch elektromagnetische und piezo
elektrische Systeme. Der Vorteil dieser Geräte wird hauptsächlich in der gegenüber
konventionellen Hörgeräten verbesserten Klangqualität und bei vollimplantierten Systemen in
der Unsichtbarkeit der Hörprothese gesehen. Solche teil- und vollimplantierbaren elektrome
chanischen Hörgeräte sind beispielhaft von Yanigahara und Suzuki et al. (Arch
Otolaryngol Head Neck, Surg-Vol 113, 1987, Seiten 869872; Hoke, M. (ed), Advances
in Audiology, Vol. 4, Karger Basel, 1988), H. P. Zenner et al. "Erste Implantationen
eines vollständig implantierbaren elektronischen Hörsystems bei Patienten mit Innenohr
schwerhörigkeit", HNO 46: 844-852; H. Leysieffer et al. "Ein vollständig implantierbares
Hörsystem für Innenohrschwerhörige: TICA LZ 3001" HNO 46: 853-863; H. P. Zenner
et al. "Aktive elektronische Hörimplantate für Mittel- und Innenohrschwerhörige - eine
neue Ära der Ohrchirurgie", HNO 45: 749-774; H. P. Zenner et al. "Totally implantable
hearing device for sensorineural hearing loss", The Lancet Vol. 352, No. 9142, Seite
1751; und in zahlreichen Patentschriften beschrieben, so unter anderem in: EP-A-0 263 254,
EP-A-0 400 630, EP-A-0 499 940, US-A-3 557 775, US-A-3 712 962,
US-A-3 764 748, US-A-5 411 467, US-A-4 352 960, US-A-4 988 333,
US-A-5 015 224, US-A-5 015 225, US-A-5 360 388, US-A-5 772 575,
US-A-5 814 095, US-A-5 951 601, US-A-5 977 689 und US-A-5 984 859. Dabei ist
das Einbringen eines elektromechanischen Wandlers durch eine Eröffnung im Promonto
rium zur direkten Flüssigkeitsanregung im Innenohr in US-A-5 772 575, US-A-5 951 601,
US-A-5 977 689 und US-A-5 984 859 beschrieben.
Seit kurzem sind solche teil- und vollimplantierbare Hörsysteme zur Rehabilitation eines
Innenohrschadens in der klinischen Anwendung. Dabei zeigt sich je nach verwendetem
physikalischen Prinzip des ausgangsseitigen elektromechanischen Wandlers und insbesondere
dessen Ankopplungsart an die Ossikel des Mittelohres, daß die erreichten Ergebnisse der
Verbesserung des Sprachverständnisses sehr unterschiedlich sein können. Dazu kommt, daß
bei manchen Patienten kein ausreichender Lautstärkepegel erreicht werden kann. Dieser
Aspekt ist spektral sehr unterschiedlich, was bedeuten kann, daß bei zum Beispiel mittleren
und hohen Frequenzen die erzeugte Lautheit zwar ausreichend ist, jedoch nicht bei tiefen
Frequenzen beziehungsweise umgekehrt. Weiterhin kann die übertragbare spektrale
Bandbreite begrenzt sein, so beispielsweise bei elektromagnetischen Wandlern auf tiefe und
mittlere Frequenzen oder bei piezoelektrischen Wandlern auf mittlere und hohe Frequenzen.
Darüberhinaus können sich nichtlineare Verzerrungen, die insbesondere bei elektro
magnetischen Wandlern ausgeprägt sind, negativ auf die resultierende Klangqualität
auswirken. Die mangelnde Lautheit führt insbesondere dazu, daß der audiologische
Indikationsbereich für die Implantation eines elektromechanischen Hörsystems sehr
eingeschränkt ist. Das bedeutet, daß Patienten zum Beispiel mit einem sensorineuralen
Hörverlust von größer 50 dB HL (= hearing loss, Hörverlust) im Tieftonbereich mit einem
piezoelektrischen System nur unzureichend versorgbar sind. Demgegenüber sind ausgeprägte
Hochtonverluste mit elektromagnetischen Wandlern nur schwer versorgbar.
Viele Patienten mit einem Innenohrschaden leiden zusätzlich unter zeitweise auftretenden
oder permanenten Ohrgeräuschen (Tinnitus), die operativ nicht behebbar sind und gegen die
bis heute keine zugelassenen medikamentösen Behandlungsformen existieren. Daher sind
sogenannte Tinnitus-Maskierer bekannt (WO-A-90/07251, EP-A-0 537 385,
DE-U-296 16 956). Dies sind kleine, batteriebetriebene Geräte, die ähnlich einem Hörgerät
hinter oder im Ohr getragen werden und durch artifizielle Schalle, die beispielsweise über
einen Hörgeräte-Lautsprecher in den Gehörgang abgestrahlt werden, den Tinnitus auf
psychoakustisch wirkende Weise verdecken ("maskieren") und das störende Ohrgeräusch so
möglichst unter die Wahrnehmungsschwelle absenken. Die artifiziellen Schalle sind häufig
Schmalbandgeräusche (zum Beispiel Terzrauschen), die in ihrer spektralen Lage und ihrem
Lautstärkepegel über ein Programmiergerät einstellbar sind, um eine möglichst optimale
Anpassung an die individuelle Ohrgeräuschsituation zu ermöglichen. Darüberhinaus existiert
seit kurzem die sogenannte "Retraining-Methode", wobei durch die Kombination eines
mentalen Trainingsprogrammes und die Darbietung eines breitbandigen Schalles (Rauschen)
nahe der Ruhehörschwelle die Wahrnehmbarkeit des Tinnitus ebenfalls weitgehend
unterdrückt werden soll (H. Knör, "Tinnitus-Retraining-Therapie und Hörakustik"
Zeitschrift "Hörakustik" 2/97, Seiten 26 und 27). Diese Geräte werden auch als "Noiser"
bezeichnet.
Bei beiden oben genannten Methoden zur apparativen Therapie des Tinnitus sind
hörgeräteähnliche, technische Geräte außen am Körper im Ohrbereich sichtbar mitzuführen,
die den Träger stigmatisieren und daher nicht gerne getragen werden.
In US-A-5 795 287 wird ein implantierbarer Tinnitusmaskierer mit "Direktantrieb" ("direct
drive") des Mittelohres zum Beispiel über einen an die Ossikelkette angekoppelten
elektromechanischen Wandler beschrieben. Dieser direkt gekoppelte Wandler kann
vorzugsweise ein sogenannter "Floating Mass Transducer" (FMT) sein. Dieser FMT
entspricht dem Wandler für implantierbare Hörgeräte, der in US-A-5 624 376 beschrieben
ist.
In DE-C-198 58 398 und der älteren Patentanmeldung DE 198 59 171.3 werden
implantierbare Systeme zur Behandlung eines Tinnitus durch Maskierung und/oder
Noiserfunktionen beschrieben, bei denen der signalverarbeitende elektronische Pfad eines
teil- oder vollimplantierbaren Hörsystems durch entsprechende elektronische Module so
ergänzt wird, daß die zur Tinnitusmaskierung oder zur Noiserfunktion notwendigen Signale
in den Signalverarbeitungsweg der Hörgerätefunktion einspeisbar sind und die zugehörigen
Signalparameter durch weitere elektronische Maßnahmen individuell an die pathologischen
Bedürfnisse anpassbar sind. Diese Anpassbarkeit kann dadurch realisiert werden, daß die
notwendigen Einstelldaten der Signalerzeugungs- und Einspeiselektronik in demselben
physikalischen und logischen Datenspeicherbereich des Implantatsystems hard- und
softwaremäßig abgelegt beziehungsweise programmiert werden und über entsprechende
elektronische Stellglieder die Einspeisung des Maskierer- beziehungsweise Noisersignals in
den Audiopfad des Hörimplantats steuern.
Die oben beschriebenen mindestens teilweise implantierbaren Hörsysteme zur Rehabilitation
einer Innenohrschädigung, die auf einem ausgangsseitigen elektromechanischen Wandler
basieren, unterscheiden sich von herkömmlichen, konventionellen Hörgeräten wesentlich nur
dadurch, daß der ausgangsseitige akustische Stimulus (verstärktes Schallsignal vor dem
Trommelfell) durch einen verstärkten mechanischen Stimulus des Mittel- beziehungsweise
Innenohres ersetzt wird. Der akustische Stimulus eines konventionellen Hörgerätes führt
schließlich über die mechanische Anregung des Trommelfells und des sich anschließenden
Mittelohres auch zu einem vibratorischen, das heißt mechanischen, Reiz des Innenohres.
Bezüglich der sinnvollen Audiosignalvorverarbeitung bestehen grundlegend ähnliche
beziehungsweise gleiche Anforderungen. Weiterhin wird in beiden Ausführungsformen
letztendlich ausgangsseitig ein örtlich lokalisierter vibratorischer Stimulus an das geschädigte
Innenohr geleitet (zum Beispiel verstärkte mechanische Schwingung des Steigbügels im
ovalen Fenster des Innenohres).
Grundsätzlich besteht bei diesen heute klinisch eingesetzten Rehabilitationen eines
Innenohrschadens durch aktive Hörsysteme mit externer akustischer oder implantiert
elektromechanischer Stimulation ein weiterer gravierender Nachteil, der im folgenden zum
Verständnis der vorliegenden Erfindung zusammenfassend beschrieben wird: Die über
wiegende Mehrheit der Innenohrschwerhörigkeiten basiert auf einer mehr oder weniger
ausgeprägten Schädigung der äußeren Haarzellen im Innenohr. Diese äußeren Haarzellen,
die in einer Vielzahl im Cortischen Organ entlang der Basilarmembran angeordnet sind,
bilden einen Teil des sogenannten cochleären Verstärkers, der je nach örtlicher Anregung der
Basilarmembran aufgrund einer Wandlerwellenausbildung diesen örtlichen Anregungsbereich
bei kleinen Pegeln und damit kleinen Wandlerwellenamplituden mechanisch aktiv entdämpft
und somit zu einer Empfindlichkeitssteigerung führt. Diese aktive Entdämpfung beruht auf
einem sehr komplexen, efferent gesteuerten Prozeß, der hier nicht näher beschrieben wird. Es
wird weiterhin angenommen, daß sich bei sehr hohen Pegeln der Innenohranregung aufgrund
hoher Laustärke dieser Effekt in seiner Wirkung umkehrt und damit die
Wandlerwellenamplitude örtlich herarbsetzt und damit aktiv bedämpft. Diese nichtlineare
Kennlinie des cochleären Verstärkers, der in mehreren hundert örtlich begrenzt wirkenden
Funktionseinheiten entlang des Cortischen Organs angeordnet ist, ist für die Funktion des
gesunden Innenohres von maßgeblicher Bedeutung. Bei teilweisem oder vollständigem
Ausfall der äußeren Haarzellen entstehen neben dem Empfindlichkeitsverlust, der zu einer
Hörschwellenanhebung führt, jedoch noch weitere Nachteile: die beschriebene aktive
Entdämpfung der Basilarmembran führt zu hohen Güten der Einhüllenden der
Wandlerwellen, die wesentlich für das Frequenzunterscheidungsvermögen
(Tonhöhenunterschiede) verantwortlich sind. Fehlt diese hohe Güte durch Ausfall oder
Teilschädigung der äußeren Haarzellen, kann der Betroffene deutlich schlechter
Tonhöhenunterschiede wahrnehmen. Die Anhebung der Hörschwelle führt darüberhinaus zu
einer Verringerung des Dynamikbereiches, da sich die obere Empfindungsgrenze
(Unbehaglichkeitsschwelle) bei einer Innenohrschwerhörigkeit nicht mit anhebt. Diese
Reduktion der Dynamik führt zu einer Versteilerung des Lautstärkeempfindens, das als
positives Recruitment bezeichnet wird. Die beschriebenen Effekte, die durch Schädigung
oder Ausfall der äußeren Haarzellen hervorgerufen werden, führen in der Gesamtwirkung für
den Betroffenen zur Minderung der Sprachverständlichkeit insbesondere in störlärmerfüllter
Umgebung (zusammenfassende Darstellung in Zenner, H. P.: "Hören", Georg Thieme Verlag
Stuttgart, New York, 1994, Seiten 20-23, 107 und 108, und LePage, E. W., Johnstone,
M. B.: "Non-linear mechanical behaviour of the basilar membrane in the basal turn of the
guinea pig cochlea". Hearing Research 2 (1980), 183-189).
Wesentliche Konsequenz dieses beschriebenen Mechanismus ist, daß sowohl bei
konventionellen, akustischen Hörgeräten wie auch bei teil- oder vollimplantierbaren
Hörsystemen die wichtigen Funktionen der geschädigten äußeren Haarzellen und damit des
cochleären Verstärkers nicht ersetzt oder zumindest teilweise wiederhergestellt werden
können. Aus DE-C-198 40 211 ist eine Wandleranordnung für teil- oder
vollimplantierbare Hörgeräte zur direkten mechanischen Anregung des Mittel- oder
Innenohres bekannt, die mit einem piezoelektrischen Wandlerelement und zusätzlich mit
einem elektromagnetischen Wandler versehen ist, die in einem gemeinsamen Gehäuse
untergebracht sind und die beide über dasselbe Koppelelement mit einem Mittelohr-
Ossikel oder direkt mit dem Innenohr koppelbar sind. Es sind ferner implantierbare
Hörsysteme bekannt (WO-A-99/08476 entsprechend US-A-5 997 466,
WO-A-99/08480 entsprechend US-A-6 005 955), die mit zwei oder mehr
ausgangsseitigen elektromechanischen Wandlern in einer Anordnung oder in örtlich
getrennten Anordnungen arbeiten. Diese Ausführungsformen sind aber eindeutig
dahingehend beschrieben, daß die Systemauslegung mit mehr als einem Wandler eine lineare
Superposition der Auslenkungsfrequenzgänge der einzelnen Wandler ermöglicht, die im
Ergebnis eine spektral möglichst optimierte beziehungsweise gezielt frequenzabhängig
einstellbare oder programmierbare ausgangsseitige Anregungsform der Cochlea ermöglicht
und somit zu einem spektral ausgeglichenen und ausreichenden Lautstärkeeindruck des
Implantatsystems führen soll. Mit diesen Maßnahmen soll also der beschriebene Nachteil
unzureichender Lautheit beziehungsweise zu eingeschränkter audiologischer
Indikationsbereich bei implantierbaren, elektromechanischen Hörsystemen gemindert
beziehungsweise umgangen werden. Eine Rehabilitation des cochleären Verstärkers mit den
oben beschriebenen Merkmalen ist durch diese Ausführungsformen beziehungsweise
beschriebenen Signalvorverarbeitungsmethoden jedoch nicht möglich.
Bei den Cochlea Implantaten (CI) werden als aktorische Stimuli heute ausschließlich
elektrische Reizsignale verwendet. Nach der Implantation eines CI bei völlig ertaubten
beziehungsweise gehörlosen Patienten ist im Regelfall ein Training zur Hörrehabilitation
notwendig, da die artifiziellen Reize gelernt werden müssen, weil sie prinzipiell nicht der
biologisch adäquaten Reizform des Innenohres entsprechen. Dem gegenüber entfällt diese
Rehabilitationsphase nach Implantation eines elektromechanischen Hörsystems bei
Schwerhörigen, da die mechanische Reizform, wie oben beschrieben, biologisch adäquat ist
und letztendlich einer Versorgung mit einem Hörgerät zumindest bezüglich der
grundsätzlichen Funktion weitgehend entspricht, das heißt, der stimulierende Reiz am
Eingang des Innenohres ist vibratorischer Natur.
Seit kurzer Zeit ist wissenschaftlich aus CI-Implantationen bekannt, daß auch bei nicht
vollständiger Taubheit CIs erfolgreich angewendet werden können, wenn mit einem
konventionellen Hörgerät keine ausreichende Sprachdiskrimination mehr erreicht werden
kann. Interessanterweise konnte nachgewiesen werden, daß die wesentlichen
Innenohrstrukturen, die die akustische Resthörigkeit ermöglichen, zum Teil oder weitgehend
langzeitstabil erhalten werden können, wenn eine CI-Elektrode in die Cochlea eingeführt
wird (Ruh, S. et al.: "Cochlear Implant bei resthörigen Patienten", Laryngo-Rhino-Otol.
76 (1997), 347-350; Müller-Deile, J. et al.: "Cochlear-Implant-Versorgung bei nicht
tauben Patienten?", Laryngo-Rhino-Otol. 77 (1998), 136-143; Lehnhardt, E.:
"Intracochlear placement of cochlear implant electrodes in soft surgery technique",
HNO 41 (1993), 356-359). Daraus kann geschlossen werden, daß bei erwartungsgemäß
weitergehender klinischer und audiologischer Forschung in absehbarer Zeit CI-Elektroden
bei Resthörigkeit klinisch sicher so intracochleär plaziert werden können, daß die
verbleibenden Innenohrstrukturen langzeitstabil erhaltbar sind und somit auch auf biologisch
adäquatem Weg, das heißt vibratorisch weiterhin stimulierbar sind und zu einem
verwertbaren Höreindruck führen. Daher finden sich in der jüngeren Patentliteratur neue
Ansätze, den geschädigten cochleären Verstärker durch ein mehrkanaliges, intracochleäres
Wandlerarray mit rein mechanischer oder gemischt mechanisch/elektrischer Reizform zu
"ersetzen" (ältere DE-Patentanmeldungen 100 18 334.4, 100 18 360.3 und 100 18 361.1).
Ob diese Lösungen zu einer deutlichen Verbesserung des Sprachverständnisses insbesondere
in Störschallumgebung führen werden, ist heute jedoch noch nicht absehbar.
Bei allen beschriebenen Verfahren bleibt also bei den heute verfügbaren Systemen der
gravierende Nachteil bestehen, daß insbesondere das Sprachverständnis in störlärmerfüllter
Umgebung erheblich reduziert ist. Dies gilt insbesondere bei Cochlea-Implantaten, bei denen
die Patienten aufgrund der physiologisch nicht adäquaten elektrischen Reizform quasi eine
neue Sprache erlernen müssen, deren Verständnis beziehungsweise Interpretation
naturgemäß anfälliger ist gegen Störsignalanteile.
Insbesondere bei vollimplantierbaren Hörsystemen kann dieser Nachteil durch eine optimierte
Mikrofonposition nahe dem Trommelfell (EP-A-0 831 673, EP-A-0 831 674,
US-A-5 814 095) gemindert werden, da so die natürliche Richtwirkung des Außenohres
genutzt wird. Solche Richtwirkungseffekte werden bei konventionellen Hörgeräten durch die
geeignete Verschaltung mehrerer, örtlich getrennt angeordneter Mikrofone angenähert.
Diese Maßnahmen sind jedoch relativ wirkungslos, wenn Nutz- und Störschall aus der
gleichen Richtung kommen.
Diesen gravierenden Nachteil können moderne digitale Sprachverarbeitungsalgorithmen mit
Störsignalminderung nur bis zu einem gewissen Maß reduzieren. Beispielsweise wird das
Eingangssignal in mehrere Frequenzbänder unterteilt. In jedem Band wird anhand einfacher
signalstatistischer Kriterien (zum Beispiel Modulationsparameter) bewertet, ob es sich in
diesem Band um ein Sprach- oder Störsignal handelt. Bänder, in denen der Algorithmus
Sprachsignale detektiert, werden in ihrer Verstärkung angehoben, wohingegen Bänder, in
denen vorwiegend Störschall dominiert, abgeschwächt werden. Wesentlich ist hier, daß
dieses heute vielfach eingesetzte Verfahren das Signal-Stör-Verhältnis in einem Band nicht
verändern und damit auch nicht verbessern kann. Allen eingesetzten Analyseverfahren ist
gemeinsam, daß sie nur elementare signalstatistische Parameter (zum Beispiel
Amplitudenmodulationstiefe und -frequenz) verwenden.
Weiterhin ist allen beschriebenen Rehabilitationsverfahren gemeinsam, daß sie das Audio
- beziehungsweise Sprachsignal zwar analysieren, bearbeiten und verstärken und bei Cochlea-
Implantaten in eine neue Reizform kodieren. Die Übertragung von direkter
Sprachinformation in quasi Echtzeit bleibt jedoch erhalten. Daraus resultiert, daß auch
Störsignalanteile durch Analyseverfahren zwar näherungsweise erkannt und reduziert werden
können. Eine echte Separierung von Sprach- und Störinformation findet jedoch nicht statt.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Hörgerät zur Rehabilitation einer Hörstö
rung zu schaffen, das in der Lage ist, am Ausgang des Systems eine von Störschall
mindestens weitgehend befreite Sprache anzubieten.
Diese Aufgabe wird dadurch gelöst, daß bei einem Hörgerät zur Rehabilitation einer
Hörstörung, das mindestens einen Schallsensor (Mikrofon) zur Aufnahme des Schallsignals
und dessen Umwandlung in ein elektrisches Audiosignal, eine elektronische
Signalverarbeitungseinheit zur Audiosignalverarbeitung und -verstärkung, eine elektrische
Energieversorgungseinheit, welche einzelne Komponenten des Systems mit Strom versorgt,
und eine Aktoranordnung umfasst, die mit einem oder mehreren elektroakustischen,
elektromechanischen oder rein elektrischen ausgangsseitigen Aktoren oder einer beliebigen
Kombination solcher Aktoren zur Stimulation des geschädigten Gehöres versehen ist,
erfindungsgemäß die Signalverarbeitungseinheit ein Sprach
erkennungsmodul und ein Sprachsynthesemodul aufweist.
Der Begriff "Spracherkennung" wird vorliegend sowohl als eine reine Erkennung des
begrifflichen Inhalts eines erfassten Sprachsignals als auch eine Analyse des erfassten
Sprachsignals zur Erfassung von Informationen verstanden, die über den rein
begrifflichen Sprachinhalt hinausgehen und bei welchen es sich insbesondere um
Informationen bezüglich der Prosodie der erfassten Sprache handeln kann.
Bei dem erfindungsgemäßen System werden auf elektronische Weise eine Sprachanalyse
beziehungsweise Spracherkennung und eine Sprachsynthese zur Verbesserung der
Übertragung von Sprachinformation insbesondere in störlärmerfüllter Umgebung
durchgeführt. Damit werden die vorstehend geschilderten Nachteile grundsätzlich umgangen.
Ein elektronisches Signalverarbeitungssystem nimmt eine echte Sprachinformationsanalyse
(Sprachinformationssegmentierung oder -erkennung) vor. Aufgrund der dadurch gewonnen
Informationen wird eine Sprachausgabe erzeugt, die auf einer echten Synthese beruht. Somit
wird ein rein artifiziell erzeugtes, synthetisiertes Sprachsignal ausgegeben, das praktisch ohne
irgendwelche eingangsseitige Störsignalanteile ist. Es erfolgt mindestens näherungsweise eine
vollständige Störsignalbefreiung, was unter anderem zu einer wesentlichen Verbesserung der
Übertragung von Sprachinformation in störlärmerfüllter Umgebung führt. Ein weiterer
Vorteil der vorliegenden Lösung besteht darin, daß insbesondere bei Hörsystemen mit
akustischer und/oder mechanischer ausgangsseitiger Stimulation des Gehörs
Rückkopplungen auf den schallaufnehmenden Sensor beziehungsweise das Mikrofon
weitgehend vermieden beziehungsweise vollständig eliminiert werden.
Vorteilhafte weitere Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprü
chen.
Die Signalverarbeitungseinheit weist bevorzugt einen digitalen Signalprozessor auf, der in
Software realisierte Module zur Sprachanalyse und -synthese enthält. Diese Module sind
vorteilhaft lernfähig aufgebaut und bedarfsweise umprogrammierbar, insbesondere um
ein Optimieren der Sprachanalyse und -synthese zu ermöglichen.
Vorzugsweise ist zur Analyse des Eingangssignals ein digital realisiertes, mit automatischen
Algorithmen arbeitendes neuronales Netzwerk vorgesehen, das im Zuge der Analyse das
Eingangssignal phonetischen oder lexikalischen Kategorien zuordnet. Diese phonetischen
oder lexikalischen Informationen stellen die Eingangssignale für ein nachgeordnetes
Sprachsynthesemodul dar, dessen Ausgangssignal anschließend näherungsweise rauschfrei
auf akustische, mechanische, elektrische oder beliebig kombinatorische Weise dem
geschädigten Gehör übermittelt wird. Hierbei kann es zur Vermeidung eines ausgeprägt
monotonen Eindrucks der resynthetisierten Sprache sehr sinnvoll sein, eine Anordnung
vorzusehen, die Informationen über den emotionalen Zustand des Sprechers oder seine
Intention bei zum Beispiel Fragestellungen oder Aufforderungen extrahiert und mitüberträgt,
das heißt, im vorliegenden Fall geeignet synthetisiert. Solche zusätzlichen Informationen
werden allgemein als Prosodie der Sprache bezeichnet. Die Erkennung dieser prosodischen
Merkmale kann zum Beispiel in der Extraktion der Höhe und des Verlaufs der
Sprachgrundfrequenz bei stimmhaften Lauten wie Vokalen bestehen. Auf der Syntheseseite
des Systems wird das Ausgangssignal entsprechend moduliert, um diese Information zu
übermitteln.
Weiterhin kann es sinnvoll sein, das Analyse- und Synthesesystem zeitweise auszuschalten
und das Sprachsignal beziehungsweise das Audiosignal wie zum Beispiel Musik auf bekannte
Weise zu übertragen, wenn kein oder nur sehr wenig Störschall vorliegt. Diese Funktion
kann automatisch erfolgen oder durch eine Fernbedienungsfunktion durch den Anwender.
Grundsätzliche Verfahren zur Sprachanalyse, -erkennung und -synthese, die in vorliegender
Erfindung zur Anwendung kommen können, sind beschrieben in: WO 99/59134,
US-A-5 483 617, US-A-4 820 059, US-A 4 813 076, US-A-5 749 065, US-A-5 305 420,
US-A-6 029 131 und insbesondere von Eric Mankin: "Machine demonstrates superhuman
speech recognition abilities" in USC News Service, Release number: 0999025, Release date:
September 30, 1999.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung kann die Signalverarbeitungseinheit Software
module enthalten, die parallel zum Hörgerätebetrieb die Maskierung eines Tinnitus
ermöglichen. Insbesondere im Falle der nachstehend beschriebenen mehrkanaligen
Hörsysteme kann ein zumindest peripher zu lokalisierender Tinnitus effektiver maskiert
werden als mit konventionellen Tinnitus-Maskem.
Die Signalverarbeitungseinheit weist zweckmäßig eine Vorverarbeitungsanordnung zum
Vorverstärken und/oder Filtern sowie zum Analog-Digital- (A/D-) Wandeln der
Schallsensorsignale auf. Sie kann insbesondere einen Antialiasing-Filter umfassen. Bei
Vorhandensein von mehreren Schallsensoren und/oder von mehreren ausgangsseitigen
Aktoren ist zweckmäßig jedem Schallsensor ein eigener Analog-Digital-Wandler
nachgeschaltet beziehungsweise jedem ausgangsseitigen Aktor ein eigener Digital-
Analog-Wandler vorgeschaltet.
Die Signalverarbeitungseinheit weist vorteilhaft einen digitalen Signalprozessor zum
Verarbeiten der A/D-gewandelten und gegebenenfalls mittels der Vorverarbeitungsan
ordnung vorverarbeiteten Schallsensorsignale und/oder zum Generieren von digitalen
Signalen für eine Tinnitusmaskierung auf.
Das vorliegende Hörsystem kann nichtimplantierbar aufgebaut sein. Vorzugsweise ist es
jedoch mindestens teilweise implantierbar ausgebildet, wobei dann eine bevorzugt
PC-basierte, drahtlose Telemetrieeinrichtung zur Übertragung von Daten zwischen
einem implantierten Teil des Systems und einer externen Einheit, insbesondere einem
externen Programmiersystem, vorgesehen ist.
Die vorhandenen Softwaremodule des Hörsystems können statisch in der Weise
ausgelegt sein, daß sie aufgrund wissenschaftlicher Erkenntnisse einmalig in einem
Programmspeicher des digitalen Signalprozessors abgelegt werden und unverändert
bleiben. Liegen dann aber später zum Beispiel aufgrund neuerer wissenschaftlicher
Erkenntnisse verbesserte Algorithmen zur Sprachsignalaufbereitung und -verarbeitung
vor und sollen diese genutzt werden, muß bei einem implantierten System durch einen
invasiven, operativen Patienteneingriff das gesamte Implantat oder das Implantatmodul,
das die entsprechende Signalverarbeitungseinheit enthält, gegen ein neues mit der
veränderten Betriebssoftware ausgetauscht werden. Dieser Eingriff birgt erneute
medizinische Risiken für den Patienten und ist mit hohem Aufwand verbunden.
Diesem Problem kann in weiterer Ausgestaltung der Erfindung dadurch begegnet
werden, daß bei einem mindestens teilimplantierbaren und mit der erwähnten Teleme
trieeinrichtung versehenen Hörsystem dem Signalprozessor zur Aufnahme und Wieder
gabe eines Betriebsprogramms eine wiederholt beschreibbare, implantierbare Speicher
anordnung zugeordnet ist und mindestens Teile des Betriebsprogramms durch von der
externen Einheit über die Telemetrieeinrichtung übermittelte Daten geändert oder
ausgetauscht werden können. Auf diese Weise läßt sich nach Implantation des implan
tierbaren Systems die Betriebssoftware als solche verändern oder auch vollständig
austauschen, wie dies für im übrigen bekannte Systeme zur Rehabilitation von Hörstö
rungen in DE-C-199 15 846 erläutert ist.
Bevorzugt ist die Auslegung so beschaffen, daß darüberhinaus bei vollimplantierbaren
Systemen auch in an sich bekannter Weise Betriebsparameter, das heißt patientenspezifi
sche Daten, wie beispielsweise audiologische Anpaßdaten, oder veränderbare Irnplantat
systemparameter (zum Beispiel als Variable in einem Softwareprogramm zur Regelung
einer Batterienachladung) nach der Implantation transkutan, das heißt drahtlos durch die
geschlossene Haut, in das Implantat übertragen und damit verändert werden können.
Dabei sind bevorzugt nicht nur das Sprachanalyse- oder -erkennungsmodul und das
Sprachsynthesemodul, sondern auch weitere in der Signalverarbeitungseinheit und/oder
in der Energieversorgungseinheit implementierte Softwaremodule dynamisch (lernfähig)
oder umprogrammierbar ausgelegt. Insbesondere können die Softwaremodule adaptiv
ausgelegt sein, und eine Parameteranpassung kann durch "Training" durch den Implan
tatträger und weitere Hilfsmittel vorgenommen werden.
Die Speicheranordnung zum Speichern von Betriebsparametern und die Speicheranord
nung zur Aufnahme und Wiedergabe des Betriebsprogramms können als voneinander
unabhängige Speicher implementiert sein; es kann sich jedoch auch um einen einzigen
Speicher handeln, in dem sowohl Betriebsparameter als auch Betriebsprogramme
abgelegt werden können.
Die erläuterte Ausgestaltung erlaubt eine Anpassung des Systems an Gegebenheiten, die
erst nach Implantation eines implantierbaren Systems zu erfassen sind. So sind
beispielsweise bei einem mindestens teilweise implantierbaren Hörsystem zur Rehabilita
tion einer monauralen oder binauralen Innenohrstörung sowie eines Tinnitus mit
mechanischer Stimulation des Innenohres die sensorischen (Schallsensor beziehungs
weise Mikrofon) und aktorischen (Ausgangsstimulator) biologischen Schnittstellen
immer abhängig von den anatomischen, biologischen und neurophysiologischen
Gegebenheiten, z. B. von dem interindividuellen Einheilprozeß. Diese Schnittstellenpa
rameter können individuell insbesondere auch zeitvariant sein. So können beispielsweise
das Übertragungsverhalten eines implantierten Mikrofons aufgrund von Gewebebelägen
und das Übertragungsverhalten eines an das Innenohr angekoppelten elektromechani
schen Wandlers aufgrund unterschiedlicher Ankopplungsqualität interindividuell und
individuell variieren. Solche Unterschiede der Schnittstellenparameter, die sich bei den
aus dem Stand der Technik bekannten Vorrichtungen nicht einmal durch den Austausch
des Implantats mindern beziehungsweise eliminieren ließen, können vorliegend durch
Veränderung beziehungsweise Verbesserung der Signalverarbeitung des Implantats
optimiert werden.
Bei einem mindestens teilweise implantierbaren Hörsystem kann es sinnvoll oder
notwendig werden, nach Implantation verbesserte Signalverarbeitungsalgorithmen zu
implementieren. Dabei sind insbesondere zu nennen:
- - Sprachanalyse- und Sprachsyntheseverfahren (z. B. Optimierung einer Fast-Fourier-Transformation (FFT)),
- - statische oder adaptive Störschallerkennungsverfahren,
- - statische oder adaptive Störschallunterdrückungsverfahren,
- - Verfahren zur Optimierung des systeminternen Signal-Rauschabstandes,
- - optimierte Signalverarbeitungsstrategien bei progredienter Hörstörung,
- - ausgangspegelbegrenzende Verfahren zum Schutz des Patienten bei Implantat fehlfunktionen beziehungsweise externen Fehlprogrammierungen,
- - Verfahren zur Vorverarbeitung mehrerer Sensor-(Mikrofon-)signale, insbeson dere bei binauraler Positionierung der Sensoren,
- - Verfahren zur binauralen Verarbeitung zweier oder mehrerer Sensorsignale bei binauraler Sensorpositionierung z. B. Optimierung des räumlichen Hörens bezie hungsweise Raumorientierung,
- - Phasen- beziehungsweise Gruppenlaufzeit-Optimierung bei binauraler Signalver arbeitung,
- - Verfahren zur optimierten Ansteuerung der Ausgangsstimulatoren, insbesondere bei binauraler Positionierung der Stimulatoren
Mit dem vorliegenden System lassen sich auch nach der Implantation unter anderem die
folgenden Signalverarbeitungsalgorithmen implementieren:
- - Verfahren zur Sprachanalyse und zur Sprachsynthese,
- - Verfahren zur Rückkopplungsunterdrückung beziehungsweise -minderung,
- - Verfahren zur Optimierung des Betriebsverhaltens des beziehungsweise der ausgangsseitigen Aktoren (z. B. Frequenz- und Phasengangoptimierung, Verbes serung des Impulsübertragungsverhaltens),
- - Dynamik-Kompressionsverfahren, Datenreduktionsverfahren,
- - Signalverarbeitungsmethoden zur Recruitment-Kompensation bei Innenohrschwerhörigkeiten.
Des weiteren ist bei Implantatsystemen mit einer sekundären Energieversorgungseinheit, das
heißt einem nachladbaren Akkumulatorsystem, aber auch bei Systemen mit primärer
Batterieversorgung davon auszugehen, daß diese elektrischen Energiespeicher mit
voranschreitender Technologie immer größere Lebensdauern und damit steigende
Verweilzeiten im Patienten ermöglichen. Es ist davon auszugehen, daß die Grundlagen- und
Applikationsforschung für Signalverarbeitungsalgorithmen schnelle Fortschritte macht. Die
Notwendigkeit oder der Patientenwunsch einer Betriebssoftwareanpassung beziehungsweise
-veränderung wird daher voraussichtlich vor Ablauf der Lebensdauer der implantatinternen
Energiequelle eintreten. Bevorzugte Ausführungsbeispiele des vorliegend beschriebenen
Systems erlauben eine derartige Anpassung der Betriebsprogramme des Implantats auch im
bereits implantierten Zustand.
Vorzugsweise ist ferner eine Zwischenspeicheranordnung vorgesehen, in welcher von der
externen Einheit über die Telemetrieeinrichtung übermittelte Daten vor dem Weiterleiten an
den Signalprozessor zwischengespeichert werden können. Auf diese Weise läßt sich der
Übertragungsvorgang von der externen Einheit zu dem implantierten System abschließen,
bevor die über die Telemetrieeinrichtung übermittelten Daten an den Signalprozessor
weitergeleitet werden.
Des weiteren kann eine Überprüfungslogik vorgesehen sein, die in der Zwischenspeicher
anordnung gespeicherte Daten vor dem Weiterleiten an den Signalprozessor einer
Überprüfung unterzieht, um Fehlfunktionen vorzubeugen. Ferner kann ein Mikroprozessor
baustein, insbesondere ein Mikrokontroller, zum implantatinternen Steuern der A/D-Wandler
und/oder der D/A-Wandler und/oder des Signalprozessors über einen Datenbus vorgesehen
sein, wobei zweckmäßig die Überprüfungslogik und die Zwischenspeicheranordnung in dem
Mikroprozessorbaustein implementiert sind und wobei über den Datenbus und die
Telemetrieeinrichtung auch Programmteile oder ganze Softwaremodule zwischen der
Außenwelt, dem Mikroprozessorbaustein und dem Signalprozessor übermittelt werden
können.
Dem Mikroprozessorbaustein ist vorzugsweise eine implantierbare Speicheranordnung zum
Speichern eines Arbeitsprogramms für den Mikroprozessorbaustein zugeordnet, und
mindestens Teile des Arbeitsprogramms für den Mikroprozessorbaustein können durch von
der externen Einheit über die Telemetrieeinrichtung übermittelte Daten geändert oder
ausgetauscht werden.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung können mindestens zwei Speicherbereiche zur
Aufnahme und Wiedergabe mindestens des Betriebsprogramms des Signalprozessors
vorgesehen sein. Dies trägt zur Fehlersicherheit des Systems bei, indem durch das mehrfache
Vorhandensein des Speicherbereichs, welcher das beziehungsweise die Betriebsprogramme
enthält, beispielsweise nach einer Übertragung von extern oder aber beim Einschalten des
Implantates eine Überprüfung der Fehlerfreiheit der Software durchgeführt werden kann.
Analog hierzu kann auch die Zwischenspeicheranordnung mindestens zwei Speicherbereiche
zur Aufnahme und Wiedergabe von von der externen Einheit über die Telemetrieeinrichtung
übermittelten Daten aufweisen, so daß nach einer Datenübertragung von der externen Einheit
noch im Bereich des Zwischenspeichers eine Überprüfung auf Fehlerfreiheit der übermittelten
Daten vorgenommen werden kann. Die Speicherbereiche können zur beispielsweise
komplementären Ablage der von der externen Einheit übermittelten Daten ausgelegt sein.
Mindestens einer der Speicherbereiche der Zwischenspeicheranordnung kann aber auch zur
Aufnahme nur eines Teils der von der externen Einheit übermittelten Daten ausgelegt sein,
wobei in diesem Fall die Überprüfung der Fehlerfreiheit der übermittelten Daten
abschnittsweise erfolgt.
Um zu gewährleisten, daß bei Übertragungsfehlern ein erneuter Übertragungsvorgang
gestartet werden kann, kann dem Signalprozessor ferner ein vorprogrammierter, nicht
überschreibbarer Festspeicherbereich zugeordnet sein, in welchem die für einen
"Minimalbetrieb" des Systems erforderlichen Anweisungen und Parameter gespeichert sind,
beispielsweise Anweisungen, die nach einem "Systemabsturz" zumindest einen fehlerfreien
Betrieb der Telemetrieeinrichtung zum Empfang eines Betriebsprogramms sowie
Anweisungen zum Einspeichern desselben in die Steuerlogik gewährleisten.
Wie bereits erwähnt, ist die Telemetrieeinrichtung in vorteilhafter Weise außer zum Empfang
von Betriebsprogrammen von der externen Einheit auch zur Übermittlung von Betriebs
parametern zwischen dem implantierbaren Teil des Systems und der externen Einheit
ausgelegt, so daß einerseits solche Parameter von einem Arzt, einem Hörgeräteakustiker
oder dem Träger des Systems selbst eingestellt werden können (z. B. Lautstärke),
andererseits das System aber auch Parameter an die externe Einheit übermitteln kann,
beispielsweise um den Status des Systems zu überprüfen.
Ein vollständig implantierbares Hörsystem der vorliegend erläuterten Art kann implantatseitig
neben der aktorischen Stimulationsanordnung und der Signalverarbeitungseinheit mindestens
einen implantierbaren Schallsensor und zur Energieversorgung ein nachladbares elektrisches
Speicherelement aufweisen, wobei in einem solchen Fall eine drahtlose, transkutane
Ladevorrichtung zum Laden des Speicherelements vorgesehen sein kann. Es versteht sich
jedoch, daß zur Energieversorgung auch eine Primärzelle oder eine andere Energie
versorgungseinheit vorhanden sein kann, die keine transkutane Nachladung benötigt. Dies
gilt insbesondere, wenn man berücksichtigt, daß in naher Zukunft vor allem durch
Weiterentwicklung der Prozessortechnologie mit wesentlicher Verminderung des Energie
bedarfs für elektronische Signalverarbeitung zu rechnen ist, so daß für implantierbare
Hörsysteme neue Energieversorgungsformen praktisch anwendbar werden, zum Beispiel
eine den Seebeck-Effekt nutzende Energieversorgung, wie sie in DE-C-198 27 898
beschrieben ist. Vorzugsweise ist auch eine drahtlose Fernbedienung zur Steuerung der
Implantatfunktionen durch den Implantatträger vorhanden.
Bei teilimplantierbarer Ausbildung des Hörsystems sind zweckmäßig mindestens ein
Schallsensor, die elektronische Anordnung zur Audiosignalverarbeitung und -verstärkung,
die Energieversorgungseinheit sowie eine Modulator/Sender-Einheit in einem extern am
Körper, vorzugsweise am Kopf über dem Implantat, zu tragenden externen Modul enthalten.
Das Implantat weist die intracochleäre aktorische Stimulatoranordnung auf, ist aber
energetisch passiv und empfängt seine Betriebsenergie sowie Steuerdaten für die
intracochleäre aktorische Stimulatoranordnung über die Einheit im externen Modul.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung können als ausgangsseitige Aktoren
elektromechanische Wandler zur Anregung der flüssigkeitsgefüllten Innenohrräume des
geschädigten Innenohrs vorgesehen sein, und die Signalverarbeitungseinheit kann eine
treibende Signalverarbeitungselektronik aufweisen, die jeden der Wandler derart elektrisch
ansteuert, daß auf der Basilarmembran des geschädigten Innenohres eine Wanderwellen
konfiguration entsteht, die die Art der Wanderwellenausbildung eines gesunden, nicht
geschädigten Innenohres approximiert.
Vorzugsweise sind die ausgangsseitigen elektromechanischen Wandler für eine direkte
Anregung der flüssigkeitsgefüllten Innenohrräume des geschädigten Innenohrs ausge
legt. Durch eine solche direkte Stimulation der Cochlea wird das Auftreten von
Rückkopplungen, das heißt die Einkopplung des Ausgangssignals in den Sensor
(Mikrofon), vermieden oder weitgehend reduziert, weil die Ossikelkette und damit das
Trommelfell nicht beziehungsweise deutlich reduziert zu Schwingungen angeregt wird.
Dies ist insbesondere dann von Vorteil, wenn ein Schallsensor (Mikrofonfunktion) in
unmittelbarer Nähe zum Trommelfell appliziert wird, wie dies aus US-A-5 814 095 und
US-A 5 999 632 bekannt ist.
Eine direkte Anregung der flüssigkeitsgefüllten Innenohrräume des geschädigten
Innenohrs kann insbesondere durch ein intracochleäres Array von ausgangsseitigen
Aktoren in Form von elektromechanischen Wandlern erreicht werden. Ein derartiges
Wandler-Array wird unmittelbar in einen flüssigkeitsgefüllten Raum des Innenohres
(scala tympani oder scala vestibuli) implantiert.
Das intracochleäre Wandler-Array hat vorzugsweise einen Gesamtdurchmesser im
Bereich von 0,4 mm (apikaler Bereich) bis 2,0 mm (basaler Bereich) und eine Gesamt
länge zwischen 5 mm und 50 mm. Es weist zweckmäßig einen Träger aus einem
biokompatiblen und im Innenohr biostabilen Material, vorzugsweise einem Polymer,
insbesondere einem Silikon, auf. Die einzelnen ausgangsseitigen elektromechanischen
Wandler können dabei aus Biokompatibilitätsgründen so in den Träger eingebettet sein,
daß sie von einer dünnen Schicht des Trägermaterials vollständig umgeben sind.
Um eine mechanische Wellenausbreitung von einem Wandler innerhalb des Trägers zu
benachbarten Wandlern zu minimieren, können zwischen den einzelnen ausgangsseitigen
elektromechanischen Wandlern mechanische Dämpfungselemente in den Träger
eingebettet sein, wobei das Material der Dämpfungselemente bei ähnlicher Querschnitts
geometrie wie die des Trägers vorzugsweise so gewählt ist, daß zur Erzielung hoher
Dämpfungswerte ein großer mechanischer Impedanzunterschied zu dem Trägermaterial
besteht.
Entsprechend einer abgewandelten Ausführungsform, kann aber auch ein extracochleä
res mehrkanaliges Array von ausgangsseitigen Aktoren in Gestalt von elektromechani
schen Wandlern vorgesehen sein, das von außen auf der Cochlea fixiert wird. Ein
solches extracochleäres Wandler-Array kann als Ganzes einfach und mit hoher Genauig
keit in aus der Halbleiterfertigung üblichen Verfahren mikrosystemtechnisch, zum
Beispiel fotolithographisch, entwickelt und hergestellt werden. Solche Verfahren
gestatten eine hohe Miniaturisierung und eine exzellente Reproduzierbarkeit der
einzelnen Wandler auf einem Array. Die Eigenschaften der mikrosystemtechnischen
Erzeugung sind vorliegend besonders vorteilhaft, weil es bei der beabsichtigten Funktion
des Arrays sehr auf einen Phasengleichlauf der einzelnen Wandler auf dem Array
ankommt. Einzelheiten von mikrosystemtechnischen Verfahren sind unter anderem in
WO-A-99/03146 beschrieben und bedürfen vorliegend keiner näheren Erläuterung.
Für das extracochleäre Wandler-Array kann vorteilhaft ein Substrat vorgesehen sein, das
ein elektrisches Anschlußfeld enthält, das mikrosystemtechnisch mitgefertigt und für den
Anschluß einer mehrpoligen, biokompatiblen Implantatleitung zu einem Modul ausgelegt
ist, das die treibende Signalverarbeitungselektronik enthält. Das Substrat des extra
cochleären Wandler-Arrays kann ferner mit einem mikrosystemtechnisch mitgefertigten
Elektronikmodul versehen sein, das insbesondere Treiberstufen zum Ansteuern der
ausgangsseitigen elektromechanischen Wandler und/oder eine Dekodierlogik und
Umsetzerbausteine für den Anschluß einer polreduzierten Implantatleitung enthalten
kann. So kann der Array-Anschluß aus nur drei Leitungen bestehen, und zwar insbeson
dere einer Masseleitung, einer Datenleitung und einer Taktsignalleitung, wobei die
Versorgung mit elektrischer Betriebsenergie durch Phantomspeisung auf der Taktsi
gnalleitung erfolgen kann.
Das Elektronikmodul kann des weiteren einen Schnittstellenbaustein für eine digitale
Datenübertragung über die Implantatleitung, vorzugsweise mittels einer Lichtleitfaser,
und/oder bei serieller Datenübertragung auf der Implantatzuleitung den Wandlern
zugeordnete D/A-Wandler und Treiberbausteine enthalten. Zweckmäßig ist das
extracochleäre Wandler-Array einschließlich Trägeraufbau (Substrat) mit einer
biokompatiblen Ummantelung ausgestattet, die vorzugsweise aus von der Implantat
technologie bekannten Polymeren, insbesondere Polytetrafluorethylen, Polyurethan,
oder Silikonen, besteht.
Für eine direkte Anregung der flüssigkeitsgefüllten Innenohrräume kann bei Verwen
dung eines extracochleären Wandler-Arrays dadurch gesorgt werden, daß die Wandler
jeweils ein ausgangsseitiges Koppelelement aufweisen, das so ausgebildet ist, daß es
durch einen artifiziellen Zugang zum Innenohr (Eröffnungen beziehungsweise Bohrun
gen in der knöchernen Außenwand der Cochlea, sogenannte "Cochleostomien")
hindurchragt.
Das Elektronikmodul kann des weiteren einen Schnittstellenbaustein für eine digitale
Datenübertragung über die Implantatleitung, vorzugsweise mittels einer Lichtleitfaser,
und/oder bei serieller Datenübertragung auf der Implantatzuleitung den Wandlern
zugeordnete D/A-Wandler und Treiberbausteine enthalten.
Zweckmäßig ist das extracochleäre Wandler-Array einschließlich Trägeraufbau
(Substrat) mit einer biokompatiblen Ummantelung ausgestattet, die vorzugsweise aus
von der Implantattechnologie bekannten Polymeren, insbesondere Polytetrafluorethylen,
Polyurethan, oder Silikonen, besteht.
Vorteilhaft sind die ausgangsseitigen elektromechanischen Wandler in dem betreffenden
Wandler-Array äquidistant oder in logarithmischen Distanzen - entsprechend der
tonotopen Frequenz-Orts-Zuordnung längs der Basilarmembran des Innenohres - verteilt
angeordnet, wobei im Falle einer tonotopen Anordnung eine Wandleranzahl von 20 bis
24 gemäß den psychoakustischen Frequenzgruppen zu besonders günstigen Ergebnissen
führen kann.
Entsprechend einer abgewandelten Ausführungsform der Erfindung weist die Aktor
anordnung in Kombination einen elektromechanischen Wandler zur mechanischen
Stimulation des Mittel- oder Innenohres und ein intracochleäres, elektrisch wirkendes
Reizelektrodenarray mit mindestens einer Reizelektrode zur elektrischen Stimulation des
Innenohres auf.
Als aktorische Stimulationsanordnung kann ferner vorteilhaft eine duale intracochleäre
Anordnung vorgesehen sein, die in Kombination eine Stimulatoranordnung mit
mindestens einem Stimulatorelement zur mindestens mittelbaren mechanischen Stimula
tion des Innenohres und eine elektrisch wirkende Reizelektrodenanordnung mit
mindestens einer Cochlea-Implant-Elektrode zur elektrischen Stimulation des Innenoh
res aufweist.
Bei den seit kurzem klinisch eingesetzten, teil- und vollimplantierbaren Hörsystemen zur
Rehabilitation eines Innenohrschadens, bei denen ein an die Ossikelkette angekoppelter
elektromechanischer Aktor vorgesehen ist, zeigt sich je nach verwendetem physikali
schem Prinzip des ausgangsseitigen elektromechanischen Wandlers und insbesondere
dessen Ankopplungsart an die Ossikel des Mittelohres, daß die erreichten Ergebnisse der
Verbesserung des Sprachverständnisses sehr unterschiedlich sein können. Dazu kommt,
daß bei manchen Patienten kein ausreichender Lautstärkepegel erreicht werden kann.
Dieser Aspekt ist spektral sehr unterschiedlich, was bedeuten kann, daß bei zum Beispiel
mittleren und hohen Frequenzen die erzeugte Lautheit zwar ausreichend ist, jedoch nicht
bei tiefen Frequenzen beziehungsweise umgekehrt. Weiterhin kann die übertragbare
spektrale Bandbreite begrenzt sein, so zum Beispiel bei elektromagnetischen Wandlern
auf tiefe und mittlere Frequenzen oder bei piezoelektrischen Wandlern auf mittlere und
hohe Frequenzen. Darüberhinaus können sich nichtlineare Verzerrungen, die insbeson
dere bei elektromagnetischen Wandlern ausgeprägt sind, negativ auf die resultierende
Klangqualität auswirken. Die mangelnde Lautheit führt insbesondere dazu, daß der
audiologische Indikationsbereich für die Implantation eines elektromechanischen
Hörsystems sehr eingeschränkt sein kann. Das bedeutet, daß Patienten beispielsweise
mit einem sensorineuralen Hörverlust von größer 50 dB HL (= hearing loss, Hörverlust)
im Tieftonbereich mit einem piezoelektrischen System nur unzureichend versorgt
werden können. Demgegenüber sind ausgeprägte Hochtonverluste mit elektromagneti
schen Wandlern nur schwer versorgbar. Bei an Taubheit grenzender Schwerhörigkeit
sind aus den genannten Gründen implantierbare, elektromechanische Systeme bislang
nicht einsetzbar. Hier kommen Cochlea-Implantate mit rein elektrischer Reizung des
Innenohres in Frage, die aber naturgemäß keine Klangqualität erwarten lassen, die zum
Beispiel eine akzeptable Musikübertragung ermöglicht, sondern vorrangig zur Erlan
gung beziehungsweise Wiederherstellung eines ausreichenden Sprachverständnisses
möglichst ohne Lippenablesen konzipiert sind. Diese Nachteile der heute verfügbaren
implantierbaren, elektromechanischen Hörsysteme einerseits und der Cochlea-Implantate
andererseits werden bei den zuletzt genannten abgewandelten Ausführungsformen der
Erfindung zumindest teilweise umgangen, weil beide Stimulationsarten, d. h. mechani
sche und elektrische Reize, in einem einzigen Implantat-System zur Anwendung
kommen und je nach individueller pathologischer und audiologischer Situation patien
tenspezifisch appliziert werden können. Durch eine kombinatorische Wirkung beider
Reizformen und individuell maximierte Parametereinstellung des steuernden elektroni
schen Vorverarbeitungssystems können einerseits eine audiologisch möglichst weite
Indikationsstellung und andererseits im individuellen Patienten ein möglichst optimales
Ergebnis bezüglich Sprachdiskrimination, ausreichender Lautstärke in allen relevanten
spektralen Bereichen und hoher Klangqualität erreicht werden.
Bei Verwendung der dualen intracochleären aktorischen Stimulationsanordnung kann die
genannte Stimulatoranordnung vorteilhaft mindestens einen intracochleären
elektromechanischen Wandler zur unmittelbaren mechanischen Stimulation des Innenohres
und/oder mindestens eine intracochleäre Haarzellen-Reizelektrode zur mittelbaren
mechanischen Stimulation des Innenohres durch elektrische Reizung von äußeren Haarzellen
aufweisen. Die Cochlea-Implant-Elektroden können zugleich als Dämpfungselemente
zwischen benachbarten elektromechanischen Wandlern genutzt werden.
Das beschriebene System kann monaural oder binaural ausgelegt sein. Ein binaurales System
zur Rehabilitation einer Hörstörung beider Ohren weist zwei Systemeinheiten auf, die jeweils
einem der beiden Ohren zugeordnet sind. Dabei können die beiden Systemeinheiten einander
im wesentlichen gleich sein. Es kann aber auch die eine Systemeinheit als Master-Einheit und
die andere Systemeinheit als von der Master-Einheit gesteuerte Slave-Einheit ausgelegt sein.
Die Signalverarbeitungsmodule der beiden Systemeinheiten können auf beliebige Weise,
insbesondere über eine drahtgebundene implantierbare Leitungsverbindung oder über eine
drahtlose Verbindung, vorzugsweise eine bidirektionale Hochfrequenzstrecke, eine
körperschallgekoppelte Ultraschallstrecke oder eine die elektrische Leitfähigkeit des
Gewebes des Implantatträgers ausnutzende Datenübertragungsstrecke, so miteinander
kommunizieren, daß in beiden Systemeinheiten eine optimierte binaurale Signalverarbeitung
und Wandler-Array-Ansteuerung erreicht wird.
Bevorzugte Ausführungsbeispiele des erfindungsgemäßen Hörsystems beziehungsweise
möglicher teil- und vollimplantierbarer Gesamtsysteme sind nachstehend unter Bezugnahme
auf die beiliegenden Zeichnungen näher beschrieben. Es zeigen:
Fig. 1 ein Blockschaltbild eines ausgangsseitig elektroakustischen Hörgerätes mit
einem digitalen Signalprozessor zur Signalverarbeitung und mit
drahtgebundenem Programmiersystem,
Fig. 2 ein vollimplantierbares System mit einem elektromechanischen Wandler zur
Mittelohranregung sowie mit Fernbedienung und Ladegerät,
Fig. 3 ein vollimplantierbares System mit mehreren intracochleären,
elektromechanischen Wandlern sowie mit Fernbedienung und Ladegerät,
Fig. 4 ein Blockschaltbild eines teil- oder vollimplantierbaren Systems mit
mehreren elektromechanischen Ausgangswandlern,
Fig. 5 ein vollimplantierbares System mit einem elektromechanischen Wandler zur
Mittelohranregung und mehreren, intracochleären elektrischen
Reizelektroden sowie mit Fernbedienung und Ladegerät,
Fig. 6 ein Blockschaltbild eines teil- oder vollimplantierbaren Systems mit einem
elektromechanischen Wandler und mehreren elektrischen Reizelektroden,
Fig. 7 ein vollimplantierbares System mit mehreren intracochleären,
elektromechanischen Wandlern und mehreren intracochleären elektrischen
Reizelektroden sowie mit Fernbedienung und Ladegerät,
Fig. 8 ein Blockschaltbild eines teil- oder vollimplantierbaren Systems mit
mehreren elektromechanischen Wandlern und mehreren elektrischen
Reizelektroden,
Fig. 9 ein teilimplantierbares System mit einem elektromechanischen Wandler zur
Mittelohranregung,
Fig. 10 ein teilimplantierbares System mit mehreren intracochleären, elektro
mechanischen Wandlern,
Fig. 11 ein teilimplantierbares System mit einem elektromechanischen Wandler und
mehreren intracochleären, elektrischen Reizelektroden,
Fig. 12 bis 15 jeweils ein vollimplantierbares, binaurales System mit Leitungsverbindung
zwischen beiden Elektronikmodulen und mit unterschiedlichen Aktor
anordnungen,
Fig. 16 bis 19 jeweils ein vollimplantierbares, binaurales System mit drahtloser
Verbindung zwischen beiden Elektronikmodulen und mit unterschied
lichen Aktoranordnungen,
Fig. 20 bis 23 jeweils ein vollimplantierbares, binaurales System mit Ultraschallkopplung
zwischen beiden Elektronikmodulen und mit unterschiedlichen Aktor
anordnungen,
Fig. 24 bis 27 jeweils ein vollimplantierbares, binaurales System mit Kopplung beider
Elektronikmodule mittels moduliertem Gewebestrom und mit unterschied
lichen Aktoranordnungen, sowie
Fig. 28 schematisch ein Ausführungsbeispiel für den Aufbau eines extra
cochleären elektromechanischen Wandler-Arrays.
In Fig. 1 ist ein Blockschaltbild eines nichtimplantierbaren Hörgerätes veranschaulicht,
bei dem zur Aufnahme des externen Schallsignals ein oder mehrere Schallsensoren
(Mikrofone) 40 vorgesehen sind, welche das Schallsignal in ein analoges elektrisches
Signal umwandeln. Jedem Schallsensor 40 ist ein Modul 41 nachgeschaltet, in dem das
elektrische Ausgangssignal des betreffenden Schallsensors 40 vorverarbeitet,
insbesondere vorverstärkt, und in ein digitales Signal umgewandelt (A/D) wird. Die
Vorverstärkungs- und A/D-Wandler-Module 41 sind Teil einer insgesamt mit 34
bezeichneten elektronischen Signalverarbeitungseinheit. Zu der Signalverarbeitungs
einheit 34 gehört ein digitaler Signalprozessor 42 (DSP), der die digitalisierten
Sensorsignale weiterverarbeitet und der ein Digital-Analog-Wandler (D/A)-Endver
stärkungs-Modul 43 ansteuert. In dem Modul 43 wird das digitale Ausgangssignal des
Signalprozessors 42 in ein Analogsignal umgewandelt und verstärkt sowie dann einem in
konventioneller Weise als elektroakustischer Wandler ausgebildeten Aktor 14 zugeführt.
Der elektroakustische Wandler kann zum Beispiel vorteilhaft in der in
DE-A-198 58 399.0 erläuterten Weise zur Schallabstrahlung in den äußeren Gehörgang
aufgebaut sein und eine elektromechanische Wandler-Antriebseinheit aufweisen, die in
einem allseitig hermetisch gasdichten Gehäuse untergebracht und mit einer Wandung
diese Gehäuses derart gekoppelt ist, daß ausgangsseitige mechanische Schwingungen
der Wandler-Antriebseinheit von innen an diese als biegefähige Membran ausgeführte
Wandung mechanisch direkt angekoppelt werden und die Wandung zu Biege
schwingungen anregen, welche die Luftschallabstrahlung außerhalb des Wandler
gehäuses bewirken. Dem Signalprozessor 42 ist ein Bedien- oder Programmiersystem 48
drahtgebunden zugeordnet. Zwischen dem Signalprozessor 42 und dem Bedien- oder
Programmiersystem 48 können Daten über einen Datenbus 45 bidirektional übermittelt
werden. Eine bei 52 angedeutete Energieversorgungseinheit versorgt die einzelnen
Komponenten des Systems mit Strom.
Zu dem Signalprozessor 42 gehören erfindungsgemäß ein Sprachanalyse- beziehungs
weise Spracherkennungsmodul 18 und ein Sprachsynthesemodul 19, die vorzugsweise
beide in dem Signalprozessor 42 softwaremäßig realisiert und lernfähig und/oder
umprogrammierbar aufgebaut sind. Das Sprachanalysemodul 18 nimmt eine echte
Sprachinformationsanalyse (Sprachsegmentierung oder Spracherkennung) vor. Anhand der
dadurch gewonnen Informationen wird in dem Sprachsynthesemodul 19 eine Sprachaus
gabe erzeugt, die auf einer echten Synthese beruht. Über den als elektroakustischer
Wandler ausgebildeten Aktor 14 wird auf diese Weise ein rein artifiziell erzeugtes,
synthetisiertes Sprachsignal ausgegeben, das praktisch ohne irgendwelche eingangsseitige
Störsignalanteile ist. Es erfolgt mindestens näherungsweise eine vollständige
Störsignalbefreiung, was unter anderem zu einer wesentlichen Verbesserung der
Übertragung von Sprachinformation in störlärmerfüllter Umgebung führt. Verfahren und
Vorrichtungen zur Sprachanalyse, -erkennung und -synthese, wie sie vorliegend
grundsätzlich angewendet werden können, sind aus den dazu in der Beschreibungseinleitung
genannten Literaturstellen bekannt, und sie bedürfen daher vorliegend keiner näheren
Erläuterung.
Vorzugsweise wird in dem Sprachanalysemodul 18 das von den Vorverstärkungs- und
A/D-Wandler-Modulen 41 kommende Eingangssignal durch automatische Algorithmen auf
der Basis digital realisierter neuronaler Netzwerke analysiert und phonetischen oder
lexikalischen Kategorien zugeordnet. Diese phonetischen oder lexikalischen Informationen
stellen die Eingangssignale für das nachgeordnete Sprachsynthesemodul 19 dar. Das daraus
von dem Sprachsynthesemodul 19 erzeugte Ausgangssignal geht nach D/A-Wandlung und
zweckentsprechender Endverstärkung im Modul 43 an den Aktor 14, und es wird von
diesem anschließend näherungsweise rauschfrei auf akustische Weise dem geschädigten
Gehör übermittelt. Hierbei kann es zur Vermeidung eines ausgeprägt monotonen Eindrucks
der resynthetisierten Sprache sehr sinnvoll sein, auf der Analyseseite Informationen über den
emotionalen Zustand des Sprechers oder seine Intention bei zum Beispiel Fragestellungen
oder Aufforderungen zu extrahieren und mit zu übertragen, das heißt, im vorliegenden Fall
geeignet zu synthetisieren. Diese zusätzlichen Informationen werden allgemein als Prosodie
der Sprache bezeichnet. Die Erkennung dieser prosodischen Merkmale kann zum Beispiel in
der Extraktion der Höhe und des Verlaufs der Sprachgrundfrequenz bei stimmhaften Lauten
wie Vokalen bestehen. Auf der Syntheseseite des Systems wird das Ausgangssignal
entsprechend moduliert, um diese Information zu übermitteln.
Weiterhin kann es sinnvoll sein, ein Modul 21 vorzusehen, das es erlaubt, das Analyse- und
Sysnthesesystem 18, 19 völlig auszuschalten und das Sprachsignal beziehungsweise das
Audiosignal wie zum Beispiel Musik auf von herkömmlichen Hörgeräten bekannte Weise zu
übertragen, wenn kein oder nur sehr wenig Störschall vorliegt. Das Modul 21 kann diese
Funktion in Abhängigkeit von einer entsprechenden Störschallerfassung automatisch
ausführen oder aber aufgrund einer Fernbedienungsfunktion durch den Anwender über das
Bedien- oder Programmiersystem 48.
In Fig. 2 ist eine mögliche Ausführungsform eines vollimplantierbaren Hörsystems für
Innenohrschwerhörige mit einen implantierbaren Schallsensor (Mikrofon) 40 und einem
Aktor 14 in Form eines elektromechanischen Ausgangswandlers schematisch dargestellt.
Dabei ist für eine mindestens bedarfsweise aktivierbare Sprachanalyse und -synthese
entsprechend Fig. 1 gesorgt. Ferner kann bei diesem Hörsystem die Betriebssoftware
transkutan verändert oder ausgetauscht werden.
Insbesondere weist das System ein in einem hermetisch dichten und biokompatiblen
Implantatgehäuse untergebrachtes Elektronikmodul 33 auf, zu dem die anhand der
Fig. 1 beschriebene Signalverarbeitungseinheit 34 einschließlich den Sprachanalyse- und
Sprachsynthese-Modulen 18, 19 und vorzugsweise auch dem Schaltmodul 21 gehört.
Weiterhin enthält das Implantatgehäuse als Energieversorgungseinheit 52 ein sekundäres,
wiederaufladbares Element zur elektrischen Versorgung des Implantats und eine diesem
Element zugeordnete Energieempfangsschaltung zur implantatseitigen Bereitstellung von
Nachladeenergie. Die implantatseitige Energieempfangsschaltung wirkt mit einem
Ladegerät 55 zum drahtlosen transkutanen Nachladen des im Implantat befindlichen
wiederaufladbaren Elements 52 zusammen. Eine vorteilhafte Ausgestaltung einer implan
tierbaren Einheit mit einer Ladestromeinspeiseanordnung ist in EP-A-0 984 664 beschrieben
Eine portable drahtlose Fernbedienung 54 dient der Steuerung der Implantatfunktionen
durch den Implantatträger, wobei Daten zwischen der Fernbedienung 54 und dem
Elektronikmodul 33 vorzugsweise auf induktivem Weg transferiert werden.
Das Mikrofon 40 kann vorteilhaft in der aus EP-A-0 831 673 bekannten Weise
aufgebaut und mit einer Mikrofonkapsel, die in einem Gehäuse allseitig hermetisch dicht
untergebracht ist, sowie mit einer elektrischen Durchführungsanordnung zum Durchfüh
ren mindestens eines elektrischen Anschlusses von dem Innenraum des Gehäuses zu
dessen Außenseite versehen sein, wobei das Gehäuse mindestens zwei Schenkel
aufweist, die in einem Winkel mit Bezug aufeinander ausgerichtet sind. Der eine
Gehäuseschenkel nimmt dabei die Mikrofonkapsel auf und ist mit einer Schalleintritts
membran versehen, während der andere Gehäuseschenkel die elektrische Durchfüh
rungsanordnung enthält und gegenüber der Ebene der Schalleintrittsmembran zurück
versetzt ist. Dabei ist die Geometrie des Mikrofongehäuses so gewählt, daß bei
Implantation des Mikrofons in der Mastoidhöhle der die Schalleintrittsmembran
enthaltende Schenkel vom Mastoid aus in eine artifizielle Bohrung in der hinteren,
knöchernen Gehörgangswand hineinragt und die Schalleintrittsmembran die Haut der
Gehörgangswand berührt. Zur Festlegung des Mikrofons 40 kann zweckmäßig ein
Fixationselement der aus US-A-5 999 632 bekannten Art vorgesehen sein, das eine
Manschette aufweist, die mit einem zylindrischen Gehäuseteil den die Schalleintritts
membran enthaltenden Schenkel umschließt und mit gegen die der Gehörgangshaut
zugewendete Seite der Gehörgangswand anlegbaren, vorspringenden, elastischen
Flanschteilen versehen ist. Dabei beinhaltet das Fixationselement vorzugsweise eine
Halterung, welche die genannten Flanschteile vor der Implantation entgegen einer
elastischen Rückstellkraft der Flanschteile in einer das Durchstecken durch die Bohrung
der Gehörgangswand erlaubenden umgebogenen Stellung hält.
Zu dem Ladesystem gehört auch eine an den Ausgang des Ladegerätes 55 angeschlos
sene Ladespule 56, die vorzugsweise in der aus US-A-5 279 292 bekannten Art Teil
eines Sende-Serienresonanzkreises bildet, der mit einem nicht veranschaulichten
Empfangs-Serienresonanzkreis induktiv gekoppelt werden kann. Der Empfangs-
Serienresonanzkreis kann bei der Ausführungsform gemäß Fig. 2 Teil des Elektronik
moduls 33 sein und entsprechend US-A-5 279 292 eine Konstantstromquelle für die
Batterie 52 bilden. Dabei liegt der Empfangs-Serienresonanzkreis in einem Batterie-
Ladestromkreis, der in Abhängigkeit von der jeweiligen Phase des in dem Ladestrom
kreis fließenden Ladestromes über den einen oder den anderen Zweig einer Vollweg-
Gleichrichterbrücke geschlossen wird.
Das Elektronikmodul 33 ist bei der Anordnung nach Fig. 2 über eine Mikrofonleitung 58
an das Mikrofon 40 und über eine Aktor-Zuleitung 59 an den elektromechanischen
Wandler 14 angeschlossen.
Der subkutan implantierte Schallsensor 40 (Mikrofon) nimmt den Schall auf und wandelt
ihn in ein elektrisches Signal um, das über die Mikrofonleitung 58 der einen Teil des
Elektronikmoduls 33 bildenden Signalverarbeitungseinheit 34 zugeführt wird. Das
audiologisch bearbeitete und verstärkte Signal wird über die Aktorzuleitung 59 dem
elektromechanischen Wandler (Aktor) 14 zugeleitet.
Der Wandler 14 kann insbesondere in der aus EP-A-0 499 940 bekannten Weise so
aufgebaut sein, daß eine Gehäusewand eines hermetisch dichten Wandlergehäuses als
schwingfähige Membran ausgeführt ist, die zusammen mit einer auf ihrer Innenseite
aufgebrachten piezoelektrischen Keramikscheibe ein elektromechanisch aktives
Heteromorph-Verbundelement darstellt und deren mechanische Schwingungen über eine
auf der Außenseite der Membran fest angebrachte Koppelstange 16 und gegebenenfalls
ein mit der Koppelstange verbundenes Koppelelement auf die Ossikelkette, im darge
stellten Fall an den Amboß 15, übertragen werden. Die dort eingekoppelten Wandler
schwingungen gelangen über die Ossikelkette zum Innenohr und rufen dort den
entsprechenden Höreindruck hervor.
Der Wandler 14 kann in der in DE-C-198 40 211 erläuterten Weise dahingehend
modifiziert sein, daß an der Innenseite der piezoelektrischen Keramikscheibe ein
Permanentmagnet angebracht ist, der nach Art eines elektromagnetischen Wandlers mit
einer Elektromagnetspule zusammenwirkt. Ein solcher kombinierter piezoelektrischer
elektromagnetischer Wandler ist besonders im Hinblick auf ein breites Frequenzband
und die Erzielung relativ großer Schwingungsamplituden mit verhältnismäßig kleiner
zugeführter Energie von Vorteil.
Bei dem Wandler 14 kann es sich auch um eine elektromagnetische Wandleranordnung
handeln, wie sie in EP-A-0 984 663 beschrieben ist, das heißt eine mit einem am
Implantationsort mit Bezug auf den Schädel fixierbaren Gehäuse und einem mit Bezug
auf das Gehäuse beweglichen, mechanisch steifen Koppelelement versehene Wand
leranordnung, bei der in dem Gehäuse ein elektromechanischer Wandler untergebracht
ist, mit dem sich das Koppelelement in Schwingungen versetzen läßt, und der als
Elektromagnetanordnung ausgebildet ist, die ein mit Bezug auf das Gehäuse fixiertes
Bauteil sowie ein schwingfähiges Bauteil aufweist, welches mit dem Koppelelement
derart in Verbindung steht, daß Schwingungen des schwingfähigen Bauteils auf das
Koppelelement übertragen werden.
Zum Ankoppeln des elektromechanischen Wandlers 14 an das Mittel- oder Innenohr
eignen sich besonders Koppelanordnungen gemäß US-A-5 941 814, bei denen ein
Koppelelement außer einem Ankoppelteil für den betreffenden Ankoppelort eine
Crimphülse aufweist, die zunächst lose auf einen mit rauher Oberfläche versehenen
stabförmigen Teil der Koppelstange 16 aufgeschoben ist, die in der zuvor erläuterten
Weise mit dem Wandler 14 verbunden ist. Beim Implantieren kann die Crimphülse
gegenüber der Koppelstange 16 einfach verschoben und gedreht werden, um das
Ankoppelteil des Koppelelementes mit dem beabsichtigten Ankoppelort exakt auszu
richten. Dann wird die Crimphülse fixiert, indem sie mittels eines Crimpwerkzeuges
plastisch kaltverformt wird. Alternativ kann das Koppelelement mit Bezug auf die
Koppelstange 16 auch mittels einer zuziehbaren Bandschlaufe festgelegt werden.
Weitere vorliegend bevorzugt verwendbare Koppelanordnungen sind im einzelnen in den
älteren DE-Patentanmeldungen 199 23 403.5, 199 35 029.9, 199 31 788.7,
199 48 336.1 und 199 48 375.2 beschrieben. So kann gemäß DE-Patentanmeldung
199 23 403.5 das Koppelelement an seinem Ankoppelende eine Kontaktfläche
aufweisen, die eine an die Oberflächenform der Ankoppelstelle anpaßbare oder
angepaßte Oberflächenform sowie eine solche Oberflächenbeschaffenheit und Oberflä
chengröße aufweist, daß es durch Anlegen des Ankoppelendes an die Ankoppelstelle zu
einer dynamischen Zug-Druck-Kraftkopplung von Koppelelement und Ossikelkette
durch Oberflächenadhäsion kommt, die für eine sichere gegenseitige Verbindung von
Koppelelement und Ossikelkette ausreicht. Das Koppelelement kann mit einem im
implantierten Zustand an der Ankoppelstelle anliegenden Dämpfungsglied mit entro
pieelastischen Eigenschaften versehen sein, um eine optimale Schwingungsform der
Steigbügelfußplatte oder einer das runde Fenster oder ein artifizielles Fenster in der
Cochlea, im Vestibulum oder im Labyrinth abschließenden Membran zu erreichen und
das Risiko einer Beschädigung der natürlichen Strukturen im Bereich der Ankoppelstelle
während und nach der Implantation besonders gering zu halten (DE-Patentanmeldung
199 35 029.9).
Das Koppelelement kann entsprechend DE-Patentanmeldung 199 31 788.7 mit einer
Stellvorrichtung zum wahlweisen Verstellen des Koppelelements zwischen einer
Offenstellung, in welcher das Koppelelement in und außer Eingriff mit der Ankoppel
stelle bringbar ist, und einer Schließstellung versehen sein, in welcher das Koppelelement
im implantierten Zustand mit der Ankoppelstelle in Kraft- und/oder Formschlußverbin
dung steht.
Zum mechanischen Ankoppeln des als elektromechanischer Wandler ausgebildeten
Aktors 14 an eine vorgewählte Ankoppelstelle an der Ossikelkette, der Steigbügelfuß
platte oder einer das runde Fenster oder ein artifizielles Fenster in der Cochlea, im
Vestibulum oder im Labyrinth (Gleichgewichtsorgan) abschließenden Membran eignet
sich ferner eine Koppelanordnung (DE-Patentanmeldung 199 48 336.1), die eine von
dem Wandler in mechanische Schwingungen versetzbare Koppelstange 16 sowie ein mit
der vorgewählten Ankoppelstelle in Verbindung bringbares Koppelelement aufweist,
wobei die Koppelstange und das Koppelelement über wenigstens eine Kupplung
miteinander verbunden sind und zumindest ein im implantierten Zustand an der
Ankoppelstelle anliegender Abschnitt des Koppelelements zur verlustarmen Schwin
gungseinleitung in die Ankoppelstelle ausgelegt ist, wobei eine erste Kupplungshälfte
der Kupplung eine Außenkontur mit mindestens näherungsweise der Gestalt einer
Kugelkalotte aufweist, die in einer zur Außenkontur wenigstens teilweise komplementä
ren Innenkontur einer zweiten Kupplungshälfte aufnehmbar ist, und wobei die Kupplung
gegen Reibkräfte reversibel verschwenk- und/oder drehbar, jedoch bei im implantierten
Zustand auftretenden dynamischen Kräften im Wesentlichen starr ist. Entsprechend einer
abgewandelten Ausführungsform einer solchen Koppelanordnung (DE-Patentanmeldung
199 48 375.2) hat eine erste Kupplungshälfte der Kupplung eine Außenkontur mit
mindestens näherungsweise zylindrischer, vorzugsweise kreiszylindrischer, Gestalt, die
in einer zur Außenkontur wenigstens teilweise komplementären Innenkontur einer
zweiten Kupplungshälfte aufnehmbar ist, wobei ein im implantierten Zustand an der
Ankoppelstelle anliegender Abschnitt des Koppelelements zur verlustarmen Schwin
gungseinleitung in die Ankoppelstelle ausgelegt ist, wobei im implantierten Zustand eine
Übertragung von dynamischen Kräften zwischen den beiden Kupplungshälften der
Kupplung im Wesentlichen in Richtung der Längsachse der ersten Kupplungshälfte
erfolgt, und wobei die Kupplung reversib 31636 00070 552 001000280000000200012000285913152500040 0002010031832 00004 31517el an- und abkuppelbar sowie reversibel linear
und/oder rotatorisch mit Bezug auf eine Längsachse der ersten Kupplungshälfte
verstellbar, jedoch bei im implantierten Zustand auftretenden dynamischen Kräften starr
ist.
Fig. 3 zeigt schematisch den Aufbau eines vollständig implantierbaren Hörsystems
ähnlich Fig. 2, bei dem jedoch Aktoren 14 vorgesehen sind, die ein intracochleäres
elektromechanisches Wandler-Array 10 bilden. Das Wandler-Array 10 ist ähnlich einer
mehrkanaligen, intracochleären Cochlea-Implantat-Elektrodenanordnung aufgebaut. Es
weist einen mechanischen Träger 11 auf, der bevorzugt im wesentlichen aus einem
flexiblen Formteil von vorzugsweise kreisförmigem Querschnitt besteht. Das Formteil
wird durch eine artifizielle Eröffnung der Cochlea 12 oder das runde Fenster in das
Innenohr geschoben. Statt einer Verteilung von elektrischen Reizelektroden einer
Cochlea-Implantat-Elektrodenanordnung längs dieses Trägers 11 sind vorliegend als
Aktoren 14 mehrere ausgangsseitige elektromechanische Wandler angeordnet, bei denen
es sich beispielsweise um zylinderförmige Elemente mit kreisförmigem Querschnitt
handeln kann. Innerhalb des Trägers 11 befinden sich elektrische Zuleitungen zu den
Wandlern 14; diese Zuleitungen sind nicht dargestellt.
Die Aktoren 14 des Wandler-Arrays 10 arbeiten vorzugsweise nach dem Prinzip der
dynamischen Volumenänderung aufgrund einer dynamischen Oberflächenvergrößerung
beziehungsweise -verkleinerung entsprechend einem ansteuernden elektrischen
Wandlerwechselspannungssignal. Die erforderlichen Volumenveränderungen für einen
adäquaten, äquivalenten Schalldruckpegel von ca. 100 dB SPL ergeben sich zu etwa 2.
10-4 Mikroliter (US-A-5 772 575).
Die Aktoren 14 sind beispielsweise äquidistant längs des Trägers 11 verteilt oder in
logarithmischen Distanzen entsprechend der tonotopen Orts-Frequenz-Zuordnung längs
der Basilarmembran des Innenohres. Der Gesamtdurchmesser der Wandler-Array-
Anordnung 10 liegt vorzugsweise im Bereich von 0,4 mm (apikaler Bereich 17 gemäß
Fig. 3) bis 2,0 mm (basaler Bereich 20 gemäß Fig. 3). Die Gesamtlänge des Wandler-
Arrays 10 liegt zweckmäßig zwischen 5 mm und 50 mm. Die Aktoren 14 sind aus
Biokompatibilitätsgründen vorzugsweise so in den Träger 11 eingebettet, daß sie
vollständig von einer dünnen Schicht des Trägermaterials umgeben sind. Der Träger 11
des Wandler-Arrays 10 besteht aus einem biokompatiblen und im Innenohr biostabilen
Material, vorzugsweise Polymere wie entsprechende Silikone. Zwischen den einzelnen
Aktoren 14 können in Fig. 10 bei 22 angedeutete mechanische Dämpfungselemente in
den Träger 11 eingebettet sein, welche die mechanische Wellenausbreitung innerhalb des
Trägers zu den benachbarten Wandlerelementen minimieren. Um hohe Dämpfungswerte
zu erhalten, ist vorzugsweise das Material dieser Dämpfungselemente bei ähnlicher
Querschnittsgeometrie wie die des Trägers 11 so gewählt, daß ein großer mechanischer
Impedanzunterschied zu dem Trägermaterial besteht.
Die Aktoren 14 des Wandler-Arrays 10 können nach jedem bekannten elektromechani
schen Wandlerprinzip arbeiten, nämlich elektromagnetisch, elektrodynamisch, piezo
elektrisch, magnetostriktiv oder dielektrisch (kapazitiv). Die einzelnen elektromechani
schen Wandler 14 werden vorzugsweise von der Signalverarbeitungseinheit 34 des
Elektronikmoduls 33 so angesteuert, daß durch die jeweilige Wahl des spektralen
Übertragungsbereiches je Wandler, der vibratorischen Amplitude und der Phasenlage
der Wandler zueinander im aktorischen Gesamtergebnis der Innenohrstimulation eine
Wanderwellenausbildung auf der Basilarmembran entsteht, die bei dem jeweiligen
externen Schallereignis der Wanderwellenform möglichst nahekommt, die sich bei nicht
geschädigtem cochleärem Verstärker und damit intakten äußeren Haarzellen ergeben
würde.
Das die Signalverarbeitungseinheit 34 beinhaltende Elektronikmodul 33 ist bei der
Anordnung nach Fig. 3 über die Mikrofonleitung 58 an das Mikrofon 40 und über die
Aktorzuleitung 59 an das intracochleäre Wandler-Array 10 angeschlossen.
Anstelle des intracochleären Wandler-Arrays 10 kann auch ein extracochleäres Array
von elektromechanischen Aktoren zur Anregung der flüssigkeitsgefüllten Innenohrräume
vorgesehen sein, wie dies beispielshalber in Fig. 28 schematisch dargestellt ist. Bei einem
solchen extracochleär zu applizierenden elektromechanischen Wandler-Array 24 sind
mehrere miniaturisierte ausgangsseitige Aktoren 14 in Form von elektromechanischen
Wandlern so über artifiziell in die die Cochlea 12 begrenzende knöcherne Wandung
eingebrachte Öffnungen beziehungsweise Bohrungen (Cochleostomien) plaziert, daß
wandlerausgangsseitig angebrachte Koppelelemente 28 durch die cochleären Eröffnun
gen in die lymphatischen Innenohrräume ragen. Mechanische Stimuli der Aktoren 14
werden intracochleär als Volumenverschiebungen erzeugt, die zu einem Höreindruck
führen. Das Wandler-Array 24 kann bevorzugt mit mikrosystemtechnischen Methoden
hergestellt werden. Auf einer Trägerplatte (Substrat) 25 sind dabei mehrere Wandlerein
heiten 14 (zum Beispiel nach WO-A-99/3146) geometrisch so verteilt angeordnet, wie
es dem statistischen Mittelwert der geometrischen Cochlea-Dimensionen entspricht
(gepunktet unterlegter Umriß der Cochlea 12). Das Substrat 25 beinhaltet gleichzeitig
elektrische Wandlerzuleitungen 35. Weiterhin ist ein elektrisches Anschlußfeld 36
vorgesehen, das mikrosystemtechnisch mitgefertigt wird und den adäquaten Anschluß
einer mehrpoligen, biokompatiblen Aktorzuleitung 59 zu der Signalverarbeitungseinheit
34 (Fig. 4) ermöglicht. Darüberhinaus kann das Substrat 25 ein mikrosystemtechnisch
mitgefertigtes Elektronikmodul 37 enthalten, das beispielhaft die Aktoren 14 ansteu
ernde Treiberstufen enthalten kann. Vorteilhaft kann dieses Modul 37 auch eine
Dekodierlogik und Umsetzerbausteine enthalten, die den Anschluß einer polreduzierten
Implantatleitung ermöglichen. So kann beispielhaft der Arrayanschluß aus nur drei
Leitungen bestehen (Masse, Daten und ein Taktsignal), wobei die notwendige Versor
gung mit elektrischer Betriebsenergie durch Phantomspeisung auf der Taktsignalleitung
erfolgen kann. Die wandlertreibenden Signale liegen dann in digital kodierter Form vor,
die mit hoher Taktrate seriell übertragen werden. Weiterhin kann ein Schnittstellenbau
stein enthalten sein, der die digitale Datenübertragung über die Implantatleitung
vorteilhaft mittels einer Lichtleitfaser ermöglicht. Bei serieller Datenübertragung sind in
dem Elektronikmodul 37 entsprechende den Aktoren 24 zugeordnete D/A-Wandler und
Treiberbausteine enthalten. Das gesamte Wandler-Array 24 einschließlich Trägeraufbau
(Substrat) 25 ist mit einer biokompatiblen Ummantelung ausgestattet, die zum Beispiel
aus bekannten Polymeren aus der Implantattechnologie besteht (Polytetrafluorethylen,
Polyurethan, Silikone).
Weitere Einzelheiten eines Hörsystems zur Schaffung einer die Art der Wanderwellen
ausbildung eines gesunden Innenohres approximierenden Wanderwellenkonfiguration
auf der Basilarmembran sind in der älteren Patentanmeldung 100 18 361.1 erläutert und
vorliegend ebenfalls vorteilhaft anwendbar.
Fig. 4 zeigt einen bevorzugten Aufbau der Signalverarbeitungseinheit 34 für das
implantierbare Hörsystem gemäß Fig. 3. Auch in diesem Fall wird das externe Schall
signal über einen oder mehrere Schallsensoren (Mikrofone) 40 aufgenommen und in
elektrische Signale umgewandelt. Die analogen elektrischen Sensorsignale werden an die
Module 41 geleitet, wo sie vorverarbeitet, insbesondere vorverstärkt, und in digitale
Signale umgewandelt (A/D) werden. Diese Vorverarbeitung kann beispielsweise in einer
analogen linearen oder nichtlinearen Vorverstärkung und Filterung (zum Beispiel
Antialiasing-Filterung) bestehen.
Die digitalisierten Sensorsignale werden in dem digitalen Signalprozessor 42 (DSP)
weiterverarbeitet. Der Signalprozessor 42 enthält im vorliegenden Ausführungsbeispiel
einen nicht überschreibbaren Festspeicherbereich S0, in welchem die für einen "Minimal
betrieb" des Systems erforderlichen Anweisungen und Parameter gespeichert sind, sowie
Speicherbereiche S1 und S2, in denen die Betriebssoftware der bestimmungsgemäßen
Funktion beziehungsweise Funktionen des Implantatsystems abgelegt sind. Die
wiederholt beschreibbaren Programmspeicher S1 und S2 zur Aufnahme der Betriebs
software können auf EEPROM-Basis oder statischen RAM-Zellen basieren, wobei im
letztgenannten Fall dafür gesorgt werden sollte, daß dieser RAM-Bereich immer durch
das implantatinterne Energieversorgungssystem "gepuffert" ist.
Die digitalen Ausgangssignale des Signalprozessors 42 werden in den Digital-Endver
stärker-Modulen 43 in Analogsignale umgewandelt und verstärkt sowie dann den ausgangsseitigen
elektromechanischen Wandlern (Aktoren) 14 zugeführt. Die Module 43
können gegebenenfalls entfallen, wenn beispielsweise bei einem Hörsystem mit
elektromagnetischem Ausgangswandler ein zum Beispiel pulsweitenmoduliertes,
serielles digitales Ausgangssignal des Signalprozessors 42 direkt an die Aktoren 14
übermittelt wird.
Der Signalprozessor 42 führt die bestimmungsgemäße Funktion des Hörimplantates aus.
Dazu gehören eine Audiosignalverarbeitung für die Rehabilitation einer Hörstörung, die
anhand der Fig. 1 diskutierte Sprachanalyse und -synthese und gegebenenfalls auch eine
Signalgenerierung im Fall eines Systems mit zusätzlicher Tinnitusmaskierer- oder
Noiser-Funktion. Der Signalprozessor 42 beinhaltet wiederum die in Fig. 4 und den
weiteren Figuren nicht mehr im einzelnen dargestellten Softwaremodule 18, 19 und
vorzugsweise auch das Softwaremodul 21 gemäß Fig. 1. Weiterhin enthält der digitale
Signalprozessor 42 Softwaremodule, die eine solche Ansteuerung der ausgangsseitigen
elektromechanischen Wandler 14 bewirken, daß die spektralen, zeitlichen, amplituden-
und phasenbezogenen Wandlersignaleigenschaften so bemessen sind, daß auf der
Basilarmembran des geschädigten Innenohres eine Wanderwelle erzeugt wird, die der
des gesunden Gehörs möglichst nahe kommt. Die genannten Softwaremodule können
statisch und dynamisch ausgelegt sein. Unter statischer Auslegung soll dabei verstanden
werden, daß die Softwaremodule aufgrund wissenschaftlicher Erkenntnisse einmalig im
Programmspeicher des Signalprozessors 42 abgelegt werden und unverändert bleiben.
Dynamisch bedeutet, daß die Softwaremodule "lernfähig" sind, um die Sprachanalyse
und Spracherkennung beziehungsweise die angestrebte Wanderwellenkonfiguration
zeitlich iterativ zu optimieren. Dies bedeutet, daß die Softwaremodule adaptiv ausgelegt
sein können und die Parameteranpassung durch "Training" durch den Implantatträger
und gegebenenfalls weitere Hilfsmittel, wie Rehabilitationsprogramme, vorgenommen
wird. Die Sprachanalyse und die Spracherkennung können vorteilhaft auf einem digital
realisierten neuronalen Netzwerk beruhen. Entsprechend kann auch ein Softwaremodul
enthalten sein, welches eine möglichst optimale Simulation des "gesunden" cochleären
Verstärkers auf der Basis eines lernfähigen neuronalen Netzwerkes approximiert. Das
Training der neuronalen Netze kann wieder durch den Implantatträger und/oder unter
Zuhilfenahme weiterer externer Hilfsmittel erfolgen.
Eine Methode zur möglichst optimalen Simulation des "gesunden" cochleären Verstär
kers kann die Implementierung des Prinzips der "Time-Reversed Acoustics" (TRA) sein
(Fink, M.: "Time-Reversed Acoustics", Scientific American 281: 5 (1999), p. 67-73).
Die Ansteuerung der ausgangsseitigen Aktoren 14 erfolgt mittels TRA so, daß örtlich
begrenzte Bereiche der Cochlea mechanisch stimuliert werden. Während in herkömmli
chen Anwendungen von TRA die Registrierung des verteilten Schallereignisses und die
Aussendung des time-reversed Signals im selben Präparat erfolgen, werden diese beiden
Schritte im vorliegenden Fall getrennt. Die verteilten Ereignisse können zum Beispiel in
einem adäquaten Tiermodell intracochleär ermittelt werden; anschließend werden die
time-reversed Stimuli bei der vorliegenden Applikation eines Hörsystems für den
Menschen, gegebenenfalls unter Parameteranpassung an die veränderte Geometrie der
menschlichen Cochlea, appliziert.
Damit die softwarebasierten Algorithmen für die Sprachanalyse und -erkennung sowie
zur möglichst optimalen Simulation des cochleären Verstärkers insbesondere in einem
Vollimplantat auch postoperativ implementiert werden können, enthält das System nach
Fig. 4 einen weiteren Mikroprozessorbaustein, zum Beispiel einen Mikrokontroller (µC)
44 mit zugehörigen Speichern S3, S4 und S5. Bei dem Speicher S3 handelt es sich um
einen wiederholt beschreibbaren Speicher, in welchem ein Arbeitsprogramm für den
Mikrokontroller 44 abgelegt ist. In den Speicherbereichen S4 und S5 können insbeson
dere die Betriebsoftwareanteile des Implantatmanagementsystems abgelegt sein (zum
Beispiel Verwaltungsüberwachungs- und Telemetriefunktionen). In den Speichern S1,
und/oder S2 und/oder S4 und/oder S5 können auch von außen veränderliche, patienten
spezifische, wie zum Beispiel audiologische, Anpaßparameter, abgelegt sein.
Der Mikrokontroller 44 kommuniziert einerseits über den bidirektionalen Datenbus 45
und ein Telemetriesystem (TS) 46 drahtlos (beispielsweise mittels induktiver Kopplung)
durch die bei 47 angedeutete geschlossene Haut mit dem externen Programmiersystem
(PS) 48. Das Programmiersystem 48 kann ein PC-basiertes System mit entsprechender
Programmier-, Bearbeitungs-, Darstellungs- und Verwaltungssoftware sein. Über diese
Telemetrieschnittstelle wird die zu verändernde beziehungsweise ganz auszutauschende
Betriebssoftware des Implantatsystems übertragen und zunächst in dem Speicherbereich
S4 und/oder S5 des Mikrokontrollers 44 zwischengespeichert. So kann zum Beispiel eine
einfache Verifikation der Softwareübertragung durch einen Lesevorgang über die
Telemetrieschnittstelle durchgeführt werden, bevor die Betriebssoftware oder die
entsprechenden Signalverarbeitungsanteile dieser Software in die Programmspeicherbe
reiche S1, und S2 des digitalen Signalprozessors 42 über einen Datenbus 50 übertragen
werden.
Ferner kann auch das Arbeitsprogramm für den Mikrokontroller 44 über die Telemetrie
schnittstelle ganz oder teilweise mit Hilfe der externen Einheit 48 geändert oder
ausgetauscht werden.
Andererseits steuert der Mikrokontroller 44 implantatintern über den bidirektionalen
Datenbus 50 die A/D-Konvertermodule 41 der Sensor-Vorverarbeitung, die D/A-
Konvertermodule 43 zur Ansteuerung der ausgangsseitigen elektromechanischen
Wandler 14 und den Signalprozessor 42 selbst. Über den Datenbus 50 werden auch
Programmteile oder ganze Softwaremodule zwischen Außenwelt, Mikrokontroller 44
und Signalprozessor 42 übermittelt.
Das Implantatsystem enthält bei vollimplantierter Ausführungsform als Energieversor
gungseinheit 52 eine primäre oder sekundäre Batteriezelle, die die einzelnen Module mit
elektrischer Betriebsenergie versorgt.
Fig. 5 zeigt schematisch den Aufbau eines vollständig implantierbaren Hörsystems,
dessen ausgangsseitige aktorische Stimulationsanordnung ein elektrisches, intracochleä
res Array 26 mit mehreren Reizelektroden 27 und einen elektromechanischen Wandler
14 aufweist, der hier beispielhaft über die Koppelstange 16 an den Amboß 15 angekop
pelt ist.
Das intracochleäre Reizelektrodenarray 26 kann in beliebiger für Cochlea-Implantate
bekannter Weise zum Beispiel als unipolare oder bipolare Anordnung aufgebaut sein. Es
weist einen Elektrodenträger 28 aus elektrisch isolierendem, flexiblem Werkstoff auf,
entlang dem die an Zuleitungen 59' angeschlossenen Reizelektroden 27 in gegenseitigem
Abstand verteilt angeordnet sind. Die Reizelektroden 27 sind so in den Träger 28
eingebettet oder an dem Träger 28 fixiert, daß ein Oberflächenanteil je Reizelektrode in
direktem galvanischem Kontakt zu der lymphatischen Flüssigkeit des Innenohres oder
direkt zu einer der zu reizenden neuronalen Strukturen steht.
Der Aktor 14 kann in der oben unter Bezugnahme auf die Fig. 2 erläuterten Weise
ausgelegt und an das Mittel- oder Innenohr angekoppelt sein. Auch bezüglich des
Schallsensors 40, der drahtlosen Fernbedienung 54 und des Ladegerätes 55 wird auf die
vorangegangene Beschreibung der Fig. 2 verwiesen.
Fig. 6 zeigt einen bevorzugten Aufbau der Signalverarbeitungseinheit 34 für das
implantierbare Hörsystem gemäß Fig. 5. Der digitale Signalprozessor 42 enthält
Softwaremodule, die eine duale Ansteuerung des Reizelektrodenarrays 26 beziehungs
weise der einzelnen Reizelektroden 27 sowie des elektromechanischen Wandlers 14 50
vornehmen, daß die spektralen, zeitlichen, amplituden- und phasenbezogenen Wandler
- beziehungsweise Reizelektroden-Signaleigenschaften derart konfiguriert sind, daß bei
dem betreffenden Patienten ein optimaler Hörerfolg approximiert wird. Den Reizelek
troden 27 vorgeschaltete D/A-Konvertermodule 43', die ebenso wie das dem elektro
mechanischen Wandler 14 zugeordnete D/A-Konvertermodul 43 mit digitalen
Ausgangssignalen des Signalprozessors 42 beaufschlagt sind, umfassen, wie in Fig. 6
gezeigt, jeweils eine digital gesteuerte Stromquelle zur Strombeaufschlagung der
betreffenden Reizelektrode 27. Im übrigen stimmen Aufbau und Funktion der Schal
tungsanordnung nach Fig. 6 mit denjenigen des Ausführungsbeispiels gemäß Fig. 4
überein. Weitere Einzelheiten eines Hörsystems mit kombinierter Stimulation des Mittel-
oder Innenohres über einen Aktor in Form eines elektromagnetischen Wandlers sowie
elektrischer Stimulation des Innenohres mittels eines intracochleären, elektrisch
wirkenden Reizelektrodenarrays sind in der älteren Patentanmeldung 100 18 334.4
erläutert und vorliegend ebenfalls vorteilhaft anwendbar.
Fig. 7 zeigt schematisch ein implantierbares Hörsystem ähnlich denjenigen der Fig. 3
und 5, bei dem jedoch abweichend von dort als Aktoranordnung ein intracochleäres,
duales Stimulationsarray 29 mit mehreren Cochlea-Implant-Reizelektroden 27 zur
unmittelbaren elektrischen Stimulation des Innenohres und mit mehreren intracochleären
Aktoren 14 in Form von elektromechanischen Wandlern zur unmittelbaren mechani
schen Stimulation des Innenohres in einem gemeinsamen mechanischen Träger 30
vorgesehen ist. Prinzipiell ist dieses Array 29 ähnlich wie ein mehrkanaliges, intracochle
äres Cochlea-Implantat-Elektrodenarray aufgebaut, und es ist über die Wandlerarray-
Zuleitung 59 an das Elektronikmodul 33 angeschlossen. Der Träger 30 besteht
bevorzugt im wesentlichen aus einem flexiblen Silikonformteil von vorzugsweise
kreisförmigem Querschnitt. Das Formteil wird durch das ovale Fenster, das runde
Fenster oder eine artifizielle Eröffnung der Cochlea 12 oder in die flüssigkeitsgefüllten
Innenohrräume geschoben. Die elektromechanischen Wandler 14 sind in Fig. 7
schematisch als zylinderförmige Elemente mit ebenfalls kreisförmigem Querschnitt
gezeigt. Innerhalb des Trägers 30 befinden sich elektrische Zuleitungen zu den Cochlea-
Implant-Elektroden 27 und den Wandlern 14; diese einzelnen Zuleitungen sind nicht
näher dargestellt.
Die elektromechanischen Wandler 14 des dualen Arrays 29 arbeiten wiederum vorzugs
weise nach dem Prinzip der dynamischen Volumenänderung aufgrund einer dynamischen
Oberflächenvergrößerung beziehungsweise -verkleinerung entsprechend einem
ansteuernden elektrischen Wandlerwechselspannungssignal.
Die Wandler 14 sind beispielsweise äquidistant längs des Trägers 30 verteilt oder in
logarithmischen Distanzen entsprechend der tonotopen Orts-Frequenz-Zuordnung längs
der Basilarmembran des Innenohres. Der Gesamtdurchmesser der Wandler-Elektroden-
Anordnung 29 liegt vorzugsweise im Bereich von 0,4 mm (apikaler Bereich 17 gemäß
Fig. 7) bis 2,0 mm (basaler Bereich 20 gemäß Fig. 7). Die Gesamtlänge des Stimulati
onsarrays 29 liegt zweckmäßig zwischen 5 mm und 50 mm. Die elektromechanischen
Wandlerelemente 14 sind aus Biokompatibilitätsgründen vorzugsweise so in den Träger
30 eingebettet, daß sie vollständig von einer dünnen Schicht des Trägermaterials
umgeben sind. Der Träger 30 des Stimulationsarrays 29 besteht aus einem biokompati
blen und im Innenohr biostabilen Material, vorzugsweise Polymere wie entsprechende
Silikone.
Die Cochlea-Implant-Elektroden 27 sind, wie bei Cochlea-Implantaten bekannt, so in
den Träger 30 eingebettet beziehungsweise in oder an dem Träger 30 fixiert, daß ein
Oberflächenanteil je Reizelektrode in direktem galvanischem Kontakt zu der lymphati
schen Flüssigkeit des Innenohres oder direkt zu einer zu reizenden neuronalen Struktur
steht. Die Cochlea-Implant-Elektroden 27 können aus allen bekannten biokompatiblen
Metallen bestehen, insbesondere aus reinem Platin, vorzugsweise aus Platin-Iridium-
Legierungen (vorzugsweise 90% Pt, 10% Ir), reinem Gold, Goldlegierungen, Tantal,
Tantallegierungen, Niob, Nioblegierungen sowie Edelstählen.
Vorteilhaft sind die elektromechanischen Wandler 14 und die Cochlea-Implant-
Elektroden 27 in Längsrichtung des Trägers 30 einander abwechselnd angeordnet, damit
die mechanische Wellenausbreitung innerhalb des Trägers 30 zwischen benachbarten
elektromechanischen Wandlerelementen 14 bedämpft wird und somit eine örtlich
konzentrierte mechanische Stimulation je Wandler erreicht wird.
Weitere Einzelheiten von vorliegend geeigneten dualen intracochleären Stimulati
onsarrays 29 sind in der älteren Patentanmeldung 100 18 360.3 erläutert. Im übrigen
entspricht die Anordnung der Fig. 7 den anhand der Fig. 3 und 5 beschriebenen
Ausführungsbeispielen.
Eine für das Ausführungsbeispiel der Fig. 7 geeignete Auslegung der in dem Elektro
nikmodul 33 enthaltenen Signalverarbeitungseinheit 34 ist in Fig. 8 veranschaulicht. Wie
dort gezeigt ist, werden die als elektromechanische Wandler ausgebildeten Aktoren 14
des dualen intracochleären Stimulationsarrays 29 jeweils von einem Digital-Analog-
Wandler-Endverstärkungs-Modul 43 angesteuert, während zur Strombeaufschlagung
der Reizelektroden 27 des Arrays 29 jeweils ein Digital-Analog-Wandler-Modul 43' mit
digital gesteuerter Stromquelle vorgesehen ist. Im übrigen stimmen Aufbau und Funktion
der Schaltungsanordnung nach Fig. 8 mit denjenigen der Ausführungsformen gemäß den
Fig. 4 und 6 überein.
Die Fig. 9, 10 und 11 zeigen schematisch den Aufbau eines teilimplantierbaren
Hörsystems mit einer Aktoranordnung gemäß Fig. 2 beziehungsweise Fig. 3 bezie
hungsweise Fig. 5. Bei diesen teilimplantierbaren Systemen sind mindestens ein
Schallsensor (Mikrofon) 40, ein Elektronikmodul 62 für eine elektronische Signalverar
beitung weitestgehend entsprechend Fig. 1 beziehungsweise Fig. 4 beziehungsweise
Fig. 6 (aber ohne das Telemetriesystem 46), die Energieversorgung 52 sowie eine
Modulator/Sender-Einheit 63 in einem extern am Körper, vorzugsweise am Kopf über
dem Implantat, zu tragenden externen Modul 64 enthalten. Das Implantat ist wie bei
bekannten Teilimplantaten energetisch passiv. Sein Elektronikmodul 33' (ohne
Energieversorgung 52) empfängt seine Betriebsenergie und Wandlersteuerdaten über die
Modulator/Sender-Einheit 63 im externen Teil 64. Es versteht sich, daß bei einem
solchen teilimplantierbaren Hörsystem auch das duale intracochleäre Stimulationsarray
29 gemäß Fig. 7 vorgesehen sein kann und daß auch eine binaurale Anwendung analog
den nachstehend erläuterten Ausführungsbeispielen möglich ist.
Die Fig. 12, 13, 14 und 15 zeigen jeweils eine binaurale Anwendung eines Hörim
plantates, bei dem die Signalverarbeitungseinheiten 34 in den Elektronikmodulen 33 auf
beiden Seiten des Schädels über eine drahtgebundene implantierbare Leitungsverbindung
66 so miteinander kommunizieren, daß eine optimale binaurale Signalverarbeitung und
Aktor-Ansteuerung in beiden mit dem Implantat versehenen Innenohren erreicht wird.
Weiterhin sind auch hier transkutane Ladevorrichtungen 55, 56 für den Fall implan
tatseitiger sekundärer Energiespeicherelemente (Batterien 52) vorgesehen sowie eine
beide Elektronikmodule 33 synchron steuernde drahtlose Fernbedienung 54 zur
Anwendung durch den Implantatträger. Im Falle der Ausführungsbeispiele der Fig.
12, 13 und 14 sind die Aktoranordnungen gemäß Fig. 2 beziehungsweise Fig. 3
beziehungsweise Fig. 7 ausgelegt. Fig. 15 zeigt ein Ausführungsbeispiel, bei dem das
duale intracochleäre Stimulationsarray 29 gemäß Fig. 7 mit einem Aktor 14 nach Fig. 2
kombiniert ist.
Die Fig. 16, 17, 18 und 19 zeigen jeweils eine binaurale Anwendung eines Hörim
plantates, bei dem die Signalverarbeitungseinheiten 34 in den Elektronikmodulen 33 auf
beiden Seiten des Schädels über eine drahtlose Verbindung, zum Beispiel eine bei 67
angedeutete bidirektionale Hochfrequenzstrecke, so miteinander kommunizieren, daß
eine optimale binaurale sensorische Signalverarbeitung und Aktor-Ansteuerung in beiden
implantierten Innenohren erreicht wird. Transkutane Ladevorrichtungen 55, 56 für den
Fall implantatseitiger sekundärer Energiespeicherelemente (Batterien 52) sowie eine
beide Elektronikmodule 33 synchron steuernde drahtlose Fernbedienung 54 zur
Anwendung durch den Implantatträger sind auch hier vorgesehen. Die Ausführungsbei
spiele der Fig. 16 bis 19 unterscheiden sich voneinander nur hinsichtlich der
Aktoranordnungen. Die Aktoranordnungen gemäß den Fig. 16, 17 und 18 entspre
chen denjenigen der Fig. 12 beziehungsweise Fig. 13 beziehungsweise Fig. 14. Die
Aktoranordnung gemäß Fig. 19 entspricht derjenigen der Fig. 5.
Die binaurale Ausbildung der Hörimplantate gemäß den Fig. 20, 21, 22 und 23
unterscheidet sich von denjenigen der Fig. 16 beziehungsweise 17 beziehungsweise
18 beziehungsweise 19 nur dadurch, daß für die drahtlose Kommunikation zwischen den
Elektronikmodulen 33 beider Systemeinheiten eine körperschallgekoppelte Ultra
schallstrecke 68 mit Ultraschall-Kopplern 69 vorgesehen ist. Dabei sind die zum Beispiel
digitalen, bidirektionalen Informationen auf einen Träger im Ultraschallbereich vorzugs
weise amplituden- oder frequenzmoduliert. Die Ultraschall-Koppler 69 können, wie in
den Fig. 20 bis 23 dargestellt, von dem Elektronikmodul 33 örtlich getrennte und
über elektrische Leitungen angeschlossene Ultraschallempfänger und -sender sein, die
vorzugsweise im Mastoidbereich an den Schädelknochen fest angekoppelt sind. Die
Ultraschall-Koppler können aber auch in den Elektronikmodulen 33 integriert sein (nicht
dargestellt), wenn die Elektronikmodule so im Mastoidbereich implantiert werden, daß
eine Ultraschall-Körperübertragung durch den Schädelknochen stattfinden kann.
Weiter abgewandelte Ausführungsbeispiele eines binaural ausgebildeten Hörimplantates
sind in den Fig. 24, 25, 26 und 27 dargestellt. Bei diesen Ausführungsformen werden
abweichend von den Ausführungsbeispielen der Fig. 12 bis 23 die zum Beispiel
digitalen, bidirektionalen Informationen implantatseitig auf einen Träger vorzugsweise
amplituden- oder frequenzmoduliert und an implantierte Elektroden 72 angelegt, die Teil
einer durch Körpergewebe des Implantatträgers führenden Datenübertragungsstrecke 73
sind. Es wird so ein modulierter Gewebestrom erhalten, der in an sich bekannter Weise
(DE-A-38 31 809) für die gewünschte Kommunikation zwischen den Signalverarbei
tungsmodulen 34 beider Systemeinheiten sorgt. Die Ausführungsbeispiele der Fig.
24 bis 27 unterscheiden sich voneinander wiederum nur hinsichtlich der Aktoranordnun
gen. Letztere entsprechen der Aktoranordnung gemäß Fig. 20 beziehungsweise Fig. 21
beziehungsweise Fig. 22 beziehungsweise Fig. 23.
Es versteht sich, daß auch ein teilimplantierbares System binaural appliziert werden kann
und daß dann für eine Kommunikation zwischen den beiden Systemeinheiten vorzugs
weise entsprechend den in den Fig. 12 bis 27 veranschaulichen Ausführungsbeispie
len von binauralen Anwendungen vollimplantierbarer Systeme gesorgt werden kann.
Claims (65)
1. Hörgerät zur Rehabilitation einer Hörstörung, das mindestens einen Schallsensor (40) zur
Aufnahme des Schallsignals und dessen Umwandlung in ein elektrisches Audiosignal,
eine elektronische Signalverarbeitungseinheit (34, 62) zur Audiosignalverarbeitung und
-verstärkung, eine elektrische Energieversorgungseinheit (52), welche einzelne Kompo
nenten des Systems mit Strom versorgt, und eine Aktoranordnung (10, 14, 24, 26, 29)
umfasst, die mit einem oder mehreren elektroakustischen, elektromechanischen oder rein
elektrischen ausgangsseitigen Aktoren oder einer beliebigen Kombination solcher
Aktoren zur Stimulation des geschädigten Gehöres versehen ist, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Signalverarbeitungseinheit (34, 62) ein Spracherkennungsmodul (18)
und ein Sprachsynthesemodul (19) aufweist.
2. Hörgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Signalverarbeitungseinheit
(34, 62) einen digitalen Signalprozessor (42) aufweist, der in Software realisierte
Module (18, 19) zur Sprachanalyse und -synthese enthält.
3. Hörgerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Spracherkennungs- und
Sprachsynthesemodule (18, 19) lernfähig aufgebaut sind.
4. Hörgerät nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Spracherkennungs-
und Sprachsynthesemodule (18, 19) umprogrammierbar sind.
5. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die
Spracherkennungs- und Sprachsynthesemodule (18, 19) ein digital realisiertes neuronales
Netzwerk beinhalten.
6. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die
Spracherkennungs- und Sprachsynthesemodule (18, 19) derart ausgelegt sind, daß
zwischen ihnen phonetische Kategorien übertragen werden.
7. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die
Spracherkennungs- und Sprachsynthesemodule (18, 19) derart ausgelegt sind, daß
zwischen ihnen lexikalische Kategorien übertragen werden.
8. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das
Spracherkennungsmodul (18) eine Anordnung zum Erkennen und Extrahieren von
zusätzlichen Informationen bezüglich der Prosodie der Sprache aufweist, und daß das
Sprachsynthesemodul (19) mit einer Anordnung zum Berücksichtigen dieser Prosodie
informationen bei der Sprachsynthese versehen ist.
9. Hörgerät nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Anordnung zum Erkennen
und Extrahieren der Prosodieinformationen zur Extraktion der Höhe und des Verlaufs der
Sprachgrundfrequenz bei stimmhaften Lauten ausgelegt ist, und die Anordnung zum
Berücksichtigen der Prosodieinformationen bei der Sprachsynthese auf der Syntheseseite
des Systems eine entsprechende Modulation des Ausgangssignals bewirkt.
10. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die
Spracherkennungs- und Sprachsynthesemodule (18, 19) ausschaltbar sind, um das
Audiosignal ohne Sprachanalyse- und -synthese zu verarbeiten, wenn kein oder nur
wenig Störschall vorliegt.
11. Hörgerät nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel (21) zum automatischen
Ausschalten der Spracherkennungs- und Sprachsynthesemodule (18, 19) bei geringem
Störschallpegel vorgesehen sind.
12. Hörgerät nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel (21, 48, 54)
zum Ausschalten der Spracherkennungs- und Sprachsynthesemodule (18, 19) durch eine
Fernbedienungsfunktion durch den Anwender vorgesehen sind.
13. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die
Signalverarbeitungseinheit (34, 62) Softwaremodule enthält, die parallel zum
Hörgerätebetrieb die Maskierung eines Tinnitus ermöglichen.
14. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die
Signalverarbeitungseinheit (34, 62) eine Vorverarbeitungsanordnung (41) zum
Vorverstärken und/oder Filtern sowie zum Analog-Digital- (A/D-) Wandeln der
Schallsensorsignale aufweist.
15. Hörgerät nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorverarbeitungs
anordnung (41) einen Antialiasing-Filter umfaßt.
16. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß bei
Vorhandensein mehrerer Schallsensoren (40) jedem der Schallsensoren ein Analog-
Digital-Wandler (41) nachgeschaltet ist.
17. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch mindes
tens einen der Aktoranordnung (10, 14, 24, 26, 29) vorgeschalteten Digital-Analog-
Wandler (43).
18. Hörgerät nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß den ausgangsseitigen
Aktoren (14, 27) jeweils ein eigener Digital-Analog-Wandler (43) vorgeschaltet ist.
19. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die
Signalverarbeitungseinheit (34, 62) einen digitalen Signalprozessor (42) zum Verarbeiten
der A/D-gewandelten und gegebenenfalls mittels der Vorverarbeitungsanordnung (41)
vorverarbeiteten Schallsensorsignale und/oder zum Generieren von digitalen Signalen für
eine Tinnitusmaskierung aufweist.
20. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß es
mindestens teilweise implantierbar ausgebildet ist und daß eine vorzugsweise PC-
basierte, drahtlose Telemetrieeinrichtung (46) zur Übertragung von Daten zwischen
einem implantierten Teil (33) des Systems und einer externen Einheit, insbesondere
einem externen Programmiersystem (48), vorgesehen ist.
21. Hörgerät nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß dem Signalprozessor (42)
zur Aufnahme und Wiedergabe eines Betriebsprogramms eine wiederholt beschreib
bare, implantierbare Speicheranordnung (S1, S2) zugeordnet ist, und mindestens Teile
des Betriebsprogramms durch von der externen Einheit (48) über die Telemetrie
einrichtung (46) übermittelte Daten geändert oder ausgetauscht werden können.
22. Hörgerät nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß ferner eine Zwischenspeicher
anordnung (S4, S5) vorgesehen ist, in welcher von der externen Einheit (48) über die
Telemetrieeinrichtung (46) übermittelte Daten vor dem Weiterleiten an den Signalprozessor
(42) zwischengespeichert werden können.
23. Hörgerät nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß ferner eine Überprüfungs
logik (44) vorgesehen ist, um in der Zwischenspeicheranordnung (S4, S5) gespeicherte
Daten vor dem Weiterleiten an den Signalprozessor (42) einer Überprüfung zu
unterziehen.
24. Hörgerät nach einem der Ansprüche 20 bis 23, gekennzeichnet durch einen Mikro
prozessorbaustein (44), insbesondere einen Mikrokontroller, zum implantatinternen
Steuern der Analog-Digital-Wandler (41) und/oder der Digital-Analog-Wandler (43)
und/oder des Signalprozessors (42) über einen Datenbus (50).
25. Hörgerät nach den Ansprüchen 23 und 24, dadurch gekennzeichnet, daß die
Überprüfungslogik und die Zwischenspeicheranordnung (S4, S5) in dem Mikro
prozessorbaustein (44) implementiert sind.
26. Hörgerät nach Anspruch 24 oder 25, dadurch gekennzeichnet, daß über den Datenbus
(50) und die Telemetrieeinrichtung (46) auch Programmteile oder ganze Software
module zwischen der Außenwelt, dem Mikroprozessorbaustein (44) und dem Signal
prozessor (42) übermittelbar sind.
27. Hörgerät nach einem der Ansprüche 24 bis 26, dadurch gekennzeichnet, daß dem
Mikroprozessorbaustein (44) eine implantierbare Speicheranordnung (S3) zum
Speichern eines Arbeitsprogramms für den Mikroprozessorbaustein zugeordnet ist,
und mindestens Teile des Arbeitsprogramms für den Mikroprozessorbaustein durch
von der externen Einheit (48) über die Telemetrieeinrichtung (46) übermittelte Daten
geändert oder ausgetauscht werden können.
28. Hörgerät nach einem der Ansprüche 21 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß
mindestens zwei Speicherbereiche (S1, S2) zur Aufnahme und Wiedergabe mindestens
des Betriebsprogramms des Signalprozessors (42) vorgesehen sind.
29. Hörgerät nach einem der Ansprüche 22 bis 28, dadurch gekennzeichnet, daß die
Zwischenspeicheranordnung mindestens zwei Speicherbereiche (S4, S5) zur Aufnahme
und Wiedergabe von von der externen Einheit (48) über die Telemetrieeinrichtung
(46) übermittelten Daten aufweist.
30. Hörgerät nach einem der Ansprüche 19 bis 29, dadurch gekennzeichnet, daß dem
Signalprozessor (42) ferner ein vorprogrammierter, nicht überschreibbarer Fest
speicherbereich (S0) zugeordnet ist.
31. Hörgerät nach einem der Ansprüche 19 bis 30, dadurch gekennzeichnet, daß die
Telemetrieeinrichtung (46) zur Übermittlung auch von Betriebsparametern zwischen
dem implantierbaren Teil (33) des Systems und der externen Einheit (48) ausgelegt ist.
32. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß es
vollimplantierbar ausgebildet und mit mindestens einem implantierbaren Schallsensor
(40) versehen ist, die elektrische Energieversorgungseinheit implantatseitig ein nach
ladbares elektrisches Speicherelement (52) aufweist und eine drahtlose, transkutane
Ladevorrichtung (55, 56) zum Laden des Speicherelements vorgesehen ist.
33. Hörgerät nach Anspruch 32, gekennzeichnet durch eine drahtlose Fernbedienung (54)
zur Steuerung der Implantatfunktionen durch den Implantatträger.
34. Hörgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 32, dadurch gekennzeichnet, daß es teil
implantierbar ausgebildet ist, wobei mindestens ein Schallsensor (40), die elektro
nische Signalverarbeitungseinheit (62) zur Audiosignalverarbeitung und -verstärkung,
die Energieversorgungseinheit (52) sowie eine Modulator/Sender-Einheit (63) in
einem extern am Körper, vorzugsweise am Kopf über dem Implantat (33'), zu
tragenden externen Modul (64) enthalten sind, sowie das Implantat energetisch passiv
ist und seine Betriebsenergie und Wandlersteuerdaten über die Modulator/Sender-
Einheit im externen Modul empfängt.
35. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß als
ausgangsseitige Aktoren (14) elektromechanische Wandler zur Anregung der flüssig
keitsgefüllten Innenohrräume des geschädigten Innenohrs vorgesehen sind, und daß
die Signalverarbeitungseinheit (34, 62) eine treibende Signalverarbeitungselektronik
(42, 44) aufweist, die jeden der Wandler derart elektrisch ansteuert, daß auf der
Basilarmembran des geschädigten Innenohres eine Wanderwellenkonfiguration
entsteht, die die Art der Wanderwellenausbildung eines gesunden, nicht geschädigten
Innenohres approximiert.
36. Hörgerät nach Anspruch 35, dadurch gekennzeichnet, daß die ausgangsseitigen
Aktoren (14) für eine direkte Anregung der flüssigkeitsgefüllten Innenohrräume des
geschädigten Innenohrs ausgelegt sind.
37. Hörgerät nach Anspruch 36, gekennzeichnet durch ein intracochleäres Array (10) von
ausgangsseitigen Aktoren (14) in Form von elektromechanischen Wandlern.
38. Hörgerät nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß das intracochleäre Wandler-
Array (10) einen Träger (11) aus einem biokompatiblen und im Innenohr biostabilen
Material, vorzugsweise einem Polymer, insbesondere einem Silikon, aufweist.
39. Hörgerät nach Anspruch 38, dadurch gekennzeichnet, daß die einzelnen ausgangs
seitigen Aktoren (14) so in den Träger (11) eingebettet sind, daß sie von einer dünnen
Schicht des Trägermaterials vollständig umgeben sind.
40. Hörgerät nach Anspruch 38 oder 39, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen den
einzelnen ausgangsseitigen Aktoren (14) mechanische Dämpfungselemente (22) in
den Träger (11) eingebettet sind, die die mechanische Wellenausbreitung innerhalb
des Trägers zu benachbarten Wandlern minimieren.
41. Hörgerät nach Anspruch 40, dadurch gekennzeichnet, daß das Material der
Dämpfungselemente (22) bei ähnlicher Querschnittsgeometrie wie die des Trägers
(11) so gewählt ist, daß zur Erzielung hoher Dämpfungswerte ein großer mechanischer
Impedanzunterschied zu dem Trägermaterial besteht.
42. Hörgerät nach Anspruch 35 oder 36, gekennzeichnet durch ein vorzugsweise
mikrosystemtechnisch hergestelltes extracochleäres Array (24) von ausgangsseitigen
Aktoren (14) in Form von elektromechanischen Wandlern.
43. Hörgerät nach Anspruch 42, dadurch gekennzeichnet, daß für das extracochleäre
Wandler-Array (24) ein Substrat (25) vorgesehen ist, das ein mikrosystemtechnisch
mitgefertigtes elektrisches Anschlußfeld (36) enthält, das für den Anschluß einer
mehrpoligen, biokompatiblen Aktorzuleitung (59) zu der Signalverarbeitungseinheit
(34) ausgelegt ist.
44. Hörgerät nach Anspruch 42 oder 43, dadurch gekennzeichnet, daß für das extra
cochleäre Wandler-Array (24) ein Substrat (25) mit einem mikrosystemtechnisch
mitgefertigten Elektronikmodul (37) vorgesehen ist.
45. Hörgerät nach Anspruch 44, dadurch gekennzeichnet, daß das Elektronikmodul (37)
Treiberstufen zum Ansteuern der ausgangsseitigen Aktoren (14) und/oder eine
Dekodierlogik und Umsetzerbausteine für den Anschluß einer polreduzierten Aktor
zuleitung (59) enthält.
46. Hörgerät nach Anspruch 45, dadurch gekennzeichnet, daß der Array-Anschluß aus nur
drei Leitungen, insbesondere einer Masseleitung, einer Datenleitung und einer Takt
signalleitung, besteht und die Versorgung mit elektrischer Betriebsenergie durch
Phantomspeisung auf der Taktsignalleitung erfolgt.
47. Hörgerät nach einem der Ansprüche 43 bis 46, dadurch gekennzeichnet, daß das
Elektronikmodul (37) einen Schnittstellenbaustein für eine digitale Datenübertragung
über die Aktorzuleitung (59), vorzugsweise mittels einer Lichtleitfaser, enthält.
48. Hörgerät nach einem der Ansprüche 43 bis 47, dadurch gekennzeichnet, daß das
Elektronikmodul (37) bei serieller Datenübertragung auf der Aktorzuleitung (59) ent
sprechende den Aktoren (14) zugeordnete D/A-Wandler und Treiberbausteine enthält.
49. Hörgerät nach Anspruch 2 und einem der Ansprüche 43 bis 48, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Aktoren (14) des extracochleären Wandler-Arrays (24) jeweils ein
ausgangsseitiges Koppelelement (28) aufweisen, das so ausgebildet ist, daß es durch
eine Öffnung der Cochlea-Wand in einen flüssigkeitsgefüllten Innenohrraum ragen
kann.
50. Hörgerät nach einem der Ansprüche 37 bis 49, dadurch gekennzeichnet, daß die
ausgangsseitigen Aktoren (14) in dem Wandler-Array (10, 24) äquidistant oder in
logarithmischen Distanzen - entsprechend der tonotopen Frequenz-Orts-Zuordnung
längs der Basilarmembran des Innenohres - verteilt angeordnet sind.
51. Hörgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 34, dadurch gekennzeichnet, daß die
Aktoranordnung in Kombination einen elektromechanischen Wandler (14) zur
mechanischen Stimulation des Mittel- oder Innenohres und ein intracochleäres, elektrisch
wirkendes Reizelektrodenarray (26) mit mindestens einer Reizelektrode (27) zur
elektrischen Stimulation des Innenohres aufweist.
52. Hörgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 34, gekennzeichnet durch eine duale
intracochleäre Anordnung (29), die in Kombination eine Aktororanordnung mit
mindestens einem Aktorelement (14) zur mindestens mittelbaren mechanischen
Stimulation des Innenohres und eine elektrisch wirkende Reizelektrodenanordnung
mit mindestens einer Cochlea-Implant-Elektrode (27) zur elektrischen Stimulation des
Innenohres aufweist.
53. Hörgerät nach Anspruch 52, dadurch gekennzeichnet, daß die Aktoranordnung
mindestens einen intracochleären elektromechanischen Wandler (14) zur unmittel
baren mechanischen Stimulation des Innenohres aufweist.
54. Hörgerät nach Anspruch 52, dadurch gekennzeichnet, daß die Aktoranordnung
mindestens eine intracochleäre Haarzellen-Reizelektrode (27) zur mittelbaren mecha
nischen Stimulation des Innenohres durch elektrische Reizung von äußeren Haarzellen
aufweist.
55. Hörgerät nach den Ansprüchen 53 und 54, dadurch gekennzeichnet, daß elektromechani
sche Wandler (14) und Cochlea-Implant-Elektroden (27) entlang einem gemeinsamen
Träger (30) einander abwechselnd angeordnet sind.
56. Hörgerät nach einem der Ansprüche 35 bis 55, dadurch gekennzeichnet, daß der oder
die ausgangsseitige(n) elektromechanische(n) Wandler (14) als elektromagnetische(r),
elektrodynamische(r), piezoelektrische(r), magnetostriktiv(r)e oder dielektrische(r)
(kapazitive(r)) Wandler ausgebildet ist beziehungsweise sind.
57. Hörgerät nach Anspruch 56, dadurch gekennzeichnet, daß der oder die ausgangs
seitige(n) elektromechanische(n) Wandler (14) bei Anwendung des piezoelektrischen
Wandlerprinzips unter Verwendung von PZT-Keramik (Blei-Zirkonat-Titanat) oder
PVDF (Polyvinylidenfluorid) aufgebaut ist beziehungsweise sind.
58. Hörgerät nach einem der Ansprüche 35 bis 57, dadurch gekennzeichnet, daß der oder
die ausgangsseitige(n) elektromechanische(n) Wandler (14), vorzugsweise mit
Ausnützung von geometrischen Gestalttransformationen, insbesondere des Bimorph-
Prinzips, des Unimorph-Prinzips oder des Heteromorph-Prinzips mit passiven
Materialpartnern, so ausgeführt ist beziehungsweise sind, daß bei gegebener Wandler
spannung eine maximale Auslenkung bei minimaler elektrischer Leistungsaufnahme
erhalten wird.
59. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß es
als binaurales Hörgerät zur Rehabilitation einer Hörstörung beider Ohren ausgelegt ist,
das zwei Systemeinheiten aufweist, die jeweils einem der beiden Ohren zugeordnet
sind.
60. Hörgerät nach Anspruch 59, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden Systemeinheiten
einander im wesentlichen gleich sind.
61. Hörgerät nach Anspruch 59, dadurch gekennzeichnet, daß die eine Systemeinheit als
Master-Einheit und die andere Systemeinheit als von der Master-Einheit gesteuerte
Slave-Einheit ausgelegt ist.
62. Hörgerät nach einem der Ansprüche 59 bis 61, gekennzeichnet durch eine draht
gebundene implantierbare Leitungsverbindung (66), über welche die Signalverarbei
tungsmodule (33) so miteinander kommunizieren, daß in beiden Systemeinheiten eine
optimierte binaurale Signalverarbeitung und Wandler-Array-Ansteuerung erreicht
wird.
63. Hörgerät nach einem der Ansprüche 59 bis 61, gekennzeichnet durch eine drahtlose
Verbindung (67), vorzugsweise eine bidirektionale Hochfrequenzstrecke, über welche
die Signalverarbeitungsmodule (33) so miteinander kommunizieren, daß in beiden
Systemeinheiten eine optimierte binaurale Signalverarbeitung und Wandler-Array-
Ansteuerung erreicht wird.
64. Hörgerät nach einem der Ansprüche 59 bis 61, dadurch gekennzeichnet, daß die
Signalverarbeitungsmodule (33) unter Verwendung von Ultraschall-Kopplern (69)
über eine körperschallgekoppelte Ultraschallstrecke (68) so miteinander kommuni
zieren, daß in beiden Systemeinheiten eine optimierte binaurale Signalverarbeitung
und Wandler-Array-Ansteuerung erreicht wird.
65. Hörgerät nach einem der Ansprüche 59 bis 61, dadurch gekennzeichnet, daß den
Signalverarbeitungsmodulen (33) implantierbare Elektroden (72) zugeordnet sind, die
im implantierten Zustand Teil einer durch Körpergewebe des Implantatträgers
führenden Datenübertragungsstrecke (73) für eine Kommunikation der Signal
verarbeitungsmodule der beiden Systemeinheiten sind.
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