DE10046938A1 - Mindestens teilimplantierbares Hörsystem mit direkter mechanischer Stimulation eines lymphatischen Raums des Innenohres - Google Patents
Mindestens teilimplantierbares Hörsystem mit direkter mechanischer Stimulation eines lymphatischen Raums des InnenohresInfo
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Abstract
Mindestens teilweise implantierbares System zur Rehabilitation einer Hörstörung mit mindestens einem schallaufnehmenden Sensor (Mikrofon) (42), einer elektronischen Anordnung (41; 62, 65) zur Audiosignalverarbeitung und -verstärkung, einer elektrischen Energieversorgungseinheit (53), welche einzelne Komponenten des Systems mit Strom versorgt, und einer ausgangsseitigen aktorischen Anordnung zur direkten mechanischen Stimulation eines lymphatischen Raums des Innenohres. Erfindungsgemäß besteht die ausgangsseitige aktorische Anordnung aus einem intracochleären elektromechanischen Wandler (18, 18').
Description
Die vorliegende Erfindung betrifft ein mindestens teilweise implantierbares System zur
Rehabilitation einer Hörstörung mit mindestens einem schallaufunehmenden Sensor
(Mikrofon), einer elektronischen Anordnung zur Audiosignalverarbeitung und -verstärkung,
einer elektrischen Energieversorgungseinheit, welche einzelne Komponenten des Systems mit
Strom versorgt, und einer ausgangsseitigen aktorischen Anordnung zur direkten
mechanischen Stimulation eines lymphatischen Raums des Innenohres.
Unter dem Begriff "Hörstörung" sollen vorliegend alle Arten von Innenohrschäden,
kombinierten Innen- und Mittelohrschäden sowie auch zeitweise auftretende oder
permanente Ohrgeräusche (Tinnitus) verstanden werden.
Die Rehabilitation sensorischer Hörstörungen mit teilimplantierbaren, elektronischen
Systemen hat in den letzten Jahren 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 ein Reizelektroden-Array in
die Cochlea 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 jedoch
im wesentlichen nur Dekodier- und Treiberschaltungen für die Reizelektroden; die akustische
Schallaufnahme, die Wandlung dieses Schallsignals in elektrische Signale und deren weitere
Verarbeitung erfolgt grundsätzlich 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 ausnahmslos außerhalb des Körpers und in den
meisten Anwendungen in einem an der Ohrmuschel getragenen Gehäuse eines Hinter-dem-
Ohr-Hörgerätes (HdO), und es ist mit einem Kabel mit dem Sprachprozessor verbunden.
Solche Cochlea-Implantat-Systeme, deren Komponenten und Prinzipien der transkutanen
Signalübertragung sind beispielhaft in US-A-5 070 535, US-A-4 441 210 und
US-A-5 626 629 beschrieben. Verfahren zur Sprachaufbereitung und -Kodierung bei
Cochleaimplantaten sind beispielsweise in US-A 5 597 380, US-A-5 601 617 und
US-A-5 603 726 angegeben.
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 Verfahren wird hauptsächlich in der gegenüber
konventionellen Hörgeräten verbesserten Klangqualität und bei vollimplantierten Systemen in
der Unsichtbarkeit der Hörprothese gesehen. Solche teil- und vollimplantierbare elektrome
chanische Hörgeräte sind beispielhaft von H. Leysieffer et al. "Ein vollständig implantier
bares Hörsystem für Innenohrschwerhörige: TICA LZ 3001" HNO 46: 853-863 und
H. P. Zenner et al. "Totally implantable hearing device for sensorineural hearing loss",
The Lancet Vol. 352, No. 9142, Seite 1751 sowie in zahlreichen Patentschriften
beschrieben, so unter anderem in US-A-5 360 388, US-A-5 772 575, US-A-5 814 095
und US-A-5 984 859.
Seit kurzem sind solche teil- und vollimplantierbare Hörsysteme zur Rehabilitation eines
Innenohrschadens in der klinischen Anwendung. Dabei zeigt sich je nach verwendetem
physikalischem Prinzip des ausgangsseitigen elektromechanischen Wandlers und insbeson
dere 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 insbesondere bei elektromagne
tischen 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, was bedeutet,
daß Patienten zum Beispiel mit einem sensorineuralen Hörverlust von größer 50 dB HL
( = hearing loss, Hörverlust) im Tieftonbereich mit einem piezoelektrischen System nur unzu
reichend versorgbar sind. Demgegenüber sind ausgeprägte Hochtonverluste mit elektro
magnetischen 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 erhältlich; dies sind kleine, batteriebetriebene Geräte, die
ähnlich einem Hörgerät hinter oder im Ohr getragen werden und durch artifizielle Schalle, die
über einen zum Beispiel 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 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 der 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 DE-A-198 59 171 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 Hörgeräte
funktion eingespeist und die zugehörigen Signalparameter durch weitere elektronische
Maßnahmen an die pathologischen Bedürfnisse individuell angepaßt werden können. Diese
Anpassbarkeit kann dadurch realisiert werden, daß die notwendigen Einstelldaten der
Signalerzeugungs- und Einspeiselektronik in demselben physikalischen und logischen Daten
speicherbereich 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 im
wesentlichen nur dadurch, daß der ausgangsseitige akustische Stimulus (ein 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 Audiosignalvor
verarbeitung 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).
Bei an Taubheit grenzender Schwerhörigkeit sind aus den genannten Gründen
unzulänglichen Lautstärkepegels implantierbare, elektromechanische Systeme bislang nicht
einsetzbar; hier kommen Cochlea Implantate (CIs) mit rein elektrischer Reizung des Innen
ohres in Frage, die naturgemäß keine Klangqualität erwarten lassen, die zum Beispiel eine
akzeptable Musikübertragung ermöglicht, sondern vorrangig zur Erlangung beziehungsweise
Wiederherstellung eines ausreichenden Sprachverständnisses möglichst ohne Lippenablesen
konzipiert sind. Aufgrund der elektrischen Reizung sind bis zur vollständigen Ertaubung
reichende Hörverluste in einem spektral breiten audiologischen Bereich möglich.
Bei einer weit verbreiteten Mittelohrschädigung, der sogenannten Otosklerose, bei der
insbesondere die Beweglichkeit des Ligaments der Steigbügelaufhängung im ovalen Fenster
durch Verkalkungsprozesse eingeschränkt oder vollständig verhindert ist, wird durch die
Operationsmethode der Stapedektomie (engl. Stapedotomy) eine passive Prothese
verwendet, die einerseits durch einen Bügel zumeist am langen Amboßfortsatz fixiert wird
und andererseits mit ihrem zumeist kreisförmigen Schaft in eine artifiziell eingebrachte
Öffnung in der Steigbügelfußplatte eingesetzt wird. Der Steigbügel kann auch vollständig
entfernt werden. Die Schwingungen des Trommelfells werden über den Hammer auf den
Amboß übertragen und bewirken so entsprechende Schwingungen der passiven Prothese, die
zu dynamischen Volumenverschiebungen in der Perilymphe des Innenohres, damit zur
Auslösung von Wanderwellen auf der Basilarmembran und letztendlich zu einem
Höreindruck führen. Diese Methode wird seit Jahrzehnten weltweit als rekonstruktive
Mittelohroperation sehr sicher und erfolgreich angewandt. Die Einbringung der Öffnung in
der Steigbügelfußplatte wird durch feine chirurgische Instrumente oder insbesondere durch
Lasertechniken erreicht.
Seit kurzer Zeit ist es weiterhin aus CI-Implantationen wissenschaftlich 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 Resthörigkeit", 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.
Die ältere DE-Patentanmeldung 100 18 361.1 beschreibt ein Hörsystem mit einer Mehrzahl
von entlang der Cochlea verteilt angeordneten elektromechanischen Wandlern zur Anregung
der flüssigkeitsgefüllten Innenohrräume durch Ausbildung einer Wanderwellenkonfiguration
auf der Basilarmembran. Die ältere DE-Patentanmeldung 100 18 360.3 offenbart ein
Hörsystem mit einer dualen intracochleären Anordnung, die in Kombination eine Stimulator
anordnung mit mindestens einem Stimulatorelement zur mindestens mittelbaren
mechanischen Stimulation des Innenohres und eine elektrisch wirkende Reizelektrodenanord
nung mit mindestens einer Cochlea-Implant-Elektrode zur elektrischen Stimulation des
Innenohres aufweist. Diese Hörsysteme machen relativ komplizierte chirurgische Eingriffe
notwendig.
In US-A-5 977 689 ist ein Hörsystem-Mikroaktuator mit einem im Mittelohr implantierbaren
Hohlkörper beschrieben, der mit einer inkompressiblen Flüssigkeit gefüllt ist und in dem
mindestens ein mit einer relativ großflächigen Membran verbundener piezoelektrischer
Wandler untergebracht ist. Der Innenraum des Hohlkörpers steht mit einer Düse in
Verbindung, die in eine artifizielle Fensterung des Promotoriums eingesetzt wird und die an
ihrem von dem Hohlkörper abliegenden Ende von einer im Vergleich zu der Wandlermem
bran kleinen Membran abgeschlossen ist. Der Wandler übt, wenn er mit entsprechenden
elektrischen Signalen beaufschlagt wird, Kraft auf die Flüssigkeit in dem Hohlkörper aus,
wodurch die mit Fluid im Innenohr in Kontakt stehende kleine Düsenabschlußmembran des
Mikroaktuators ausgelenkt wird.
Aus US-A-5 772 575 und US-A-5 984 859 ist ein System der eingangs genannten Art
bekannt, bei dem als ausgangsseitige aktorische Anordnung ein Mikroaktuator mit einer
ebenen flexiblen Membran vorgesehen ist. Die Mikroaktuatormembran bildet die Stirnseite
einer Schraube, die in eine artifizielle Fensterung im Promontorium eingeschraubt ist, oder
der Mikroaktuator ist unmittelbar in eine solche Fensterung derart eingesetzt, daß seine
ebene Membran im Innenohr befindliches Fluid kontaktiert. Entsprechend einer weiteren
Ausführungsform sitzt der Mikroaktuator in dem Schaft einer passiven Stapedektomie
Prothese der vorstehend erläuterten Art, um für eine kombinierte passive und aktive
Stimulation zu sorgen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein mindestens teilweise implantierbares
System zur Rehabilitation einer Hörstörung zu schaffen, das in der Lage ist, für eine
verbesserte Rehabilitation sensorischer Hörstörungen zu sorgen.
Diese Aufgabe wird dadurch gelöst, daß bei einem mindestens teilweise implantierbaren
System zur Rehabilitation einer Hörstörung mit mindestens einem schallaufnehmenden
Sensor (Mikrofon), einer elektronischen Anordnung zur Audiosignalverarbeitung und -
verstärkung, einer elektrischen Energieversorgungseinheit, welche einzelne Komponenten
des Systems mit Strom versorgt, und einer ausgangsseitigen aktorischen Anordnung zur
direkten mechanischen Stimulation eines lymphatischen Raums des Innenohres,
erfindungsgemäß die ausgangsseitige aktorische Anordnung aus einem intracochleären
elektromechanischen Wandler besteht.
Die wesentlichen Vorteile einer erfindungsgemäßen intracochleären Wandlerstruktur
bestehen einerseits insbesondere darin, daß der mechanische Stimulus direkt im Innenohr
relativ großflächig erzeugt werden kann und keine zusätzlichen Massen, Steifigkeiten der
Aufhängung und/oder verlustbehaftete Gelenke der Mittelohrossikel im mechanischen
Übertragungsweg liegen, die insbesondere zu linearen Verzerrungen des zu übertragenden
Frequenzganges des Wandlers führen können. Andererseits kann davon ausgegangen
werden, daß durch die direkte Innenohrstimulation die interindividuelle Reproduzierbarkeit
der mechanischen Stimulation deutlich besser ist als bei Übertragung durch Koppelelemente
auf die Mittelohrossikel, weil dadurch immer anatomische Schwankungen und insbesondere
die persönliche Vorgehensweise des Operateurs eine wichtige Rolle spielen.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, daß durch eine direkte,
elektromechanische Stimulation der Cochlea das Auftreten von Rückkopplungen
(Einkopplung des Ausgangssignals in den Sensor/Mikrofon) erwartungsgemäß weitgehend
reduziert wird, 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 (DE-C-196 38 158 und US-A-5 999 632).
Der vorliegend verwendete elektromechanische Wandler arbeitet vorzugsweise nach
dem Prinzip der dynamischen Volumenänderung aufgrund einer dynamischen
Oberflächenvergrößerung beziehungsweise -verkleinerung entsprechend dem
elektrischen, ansteuernden Wandlerwechselspannungssignal. Eine optimale Wirkung des
Wandlers der vorliegenden Erfindung kann erwartungsgemäß dann erreicht werden, wenn
durch konstruktive Maßnahmen dafür gesorgt wird, daß möglichst die ganze Oberfläche des
intracochleären Wandlers schwingt (ideal Kugelschwinger), weil dadurch eine maximale
Volumenverschiebung und damit ein möglichst hoher Stimulationspegel bei gegebener
elektrischer Ansteuerleistung des Wandlers durch das vorverarbeitende Elektroniksystem
erreicht wird.
Der operative Zugang für den intracochleären Wandler erfolgt vorzugsweise durch das ovale
oder ein artifizielles cochleäres Fenster, zum Beispiel ein Promontorialfenster. Nachdem, wie
vorstehend geschildert, die Stapedektomie mit Einbringen einer Öffnung in die Steigbügel
fußplatte sich seit langem als sichere Mittelohroperation bewährt hat, kann davon ausge
gangen werden, daß eine solche Eröffnung und damit ein direkter Zugang zum Innenohr
auch dann ohne erhöhtes Schädigungsrisiko möglich ist, wenn keine Otosklerose vorliegt
und die Fußplatte noch voll beweglich ist, das heißt bei Vorliegen einer reinen Innenohr
schwerhörigkeit. Das bedeutet, daß die bewährten OP-Techniken der Stapedektomie
vorliegend für die Wandlerimplantation übertragbar sind.
Der intracochleäre Wandler ist vorteilhaft am Ende einer flexiblen Trägerstruktur,
insbesondere einer Polymer-Trägerstruktur, angeordnet.
Grundsätzlich kommen alle physikalischen Wandlerprinzipien in Betracht, wie
elektromagnetisch, elektrodynamisch, piezoelektrisch, dielektrisch (kapazitiv) und magneto
striktiv. Besonders bevorzugt ist hier das piezoelektrische Prinzip, da mit einfacher Wandler
gestaltung dem Ideal des Oberflächenschwingers am einfachsten entsprochen werden kann.
Insbesondere kann der intracochleäre Wandler, vorzugsweise mit Ausnützung von
geometrischen Gestalttransformationen, insbesondere des Bimorph-Prinzips, des
Unimorph-Prinzips oder des Heteromorph-Prinzips mit passiven Materialpartnern, so
ausgeführt sein, daß er bei gegebener Wandlerspannung eine maximale
Volumenänderung bei minimaler elektrischer Leistungsaufnahme erzeugt.
Der intracochleäre Wandler läßt sich besonders einfach herstellen und problemlos
implantieren, wenn er einen piezoelektrischen Rohrabschnitt mit zylindrischem Querschnitt
aufweist, dessen innere und äußere Umfangsfläche mit einer Oberflächenmetallisierung zur
Bildung von elektrische Wandlerelektroden versehen ist.
Der intracochleäre piezoelektrische Wandler kann auf der Basis von Blei-Zirkonat-Titanat
(PZT) aufgebaut sein. Besonders geeignet ist aber auch ein- oder mehrlagiger Wickel dünner
Polyvinylidenfluorid-Folie (PVDF). Zweckmäßig ist das Wandlerelement mit einer bio
kompatiblen Ummantelung vorzugsweise aus einem elastischen Polymer, zum Beispiel
Silikon, versehen. Dabei kann das gesamte Wandlerelement von der biokompatiblen
Ummantelung umgeben sein. Entsprechend einer abgewandelten Ausführungsform weist die
Ummantelung mindestens eine Öffnung - und vorzugsweise mindestens zwei Öffnungen am
unteren Rohrende sowie im oberen Bereich der Ummantelung - für den Ein- und Austritt von
intracochleärer Lymphe auf. Die derart ausgebildet ist (sind), daß durch eine dynamische
Radiusänderung des Wandlers direkt eine Lymphverschiebung und damit eine intracochleäre
Volumenverschiebung erreicht wird. Insbesondere können die Rohroberfläche des
intracochleären Wandlers und die Querschnittsfläche der Ein- und Austrittsöffnungen so
gestaltet sein, daß eine hydraulische Transformation erreicht wird, die zu höheren Schnellen
der Lymphe und damit zu höheren Stimulationspegeln der Cochlea führt als durch direkte
Oberflächenveränderung durch den Wandler selbst.
Wie an sich aus US-A-5 277 694 bekannt, ist der Wandler bevorzugt hochabgestimmt
ausgelegt, das heißt, die erste mechanische Resonanzfrequenz liegt am oberen spektralen
Ende des Übertragungsbereiches. Damit ist der Frequenzgang bei Spannungseinprägung auf
einen zum Beispiel piezoelektrischen Wandler eben und damit weitgehend frei von linearen
Verzerrungen. Der intracochleäre Wandler kann zweckmäßig einen Übertragungsbereich
von etwa 100 Hz bis etwa 10 kHz haben.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung kann ein mechanisches Dämpfungselement vorgesehen
sein, das die Schwingungen des intracochleären Wandlers von einer Wandlerzuleitung entkoppelt,
um so ein zumindest teilweises Mitschwingen der Mittelohrossikel aufgrund eines mechanischen
Kontaktes mit dieser Wandlerzuleitung zu unterbinden beziehungsweise weitgehend zu
reduzieren. Ein solches Mitschwingen könnte andernfalls bei Verwendung trommelfellnaher
Sensoren (Mikrofone) zu störenden Rückkopplungen führen. Das Material des
Dämpfungselementes ist bei ähnlicher Querschnittsgeometrie wie die des Trägers vorzugsweise so
gewählt, daß zur Erzielung hoher Dämpfungswerte ein großer mechanischer Impedanz
unterschied zu dem Trägermaterial besteht.
Der intracochleäre Wandler kann zweckmäßig für Volumenveränderungen von etwa 2.10-4
Mikroliter ausgelegt sein. Der Gesamtdurchmesser der intracochleären Wandler-Anordnung
kann vorteilhaft im Bereich von 0,2 mm bis 2,0 mm liegen, und die Eintauchtiefe des intra
cochleären Wandlers sowie die Länge seines aktiven Wandlerelementes können bevorzugt
zwischen 0,3 und 2 mm betragen.
Entsprechend einer weiteren Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung ist ein digitaler
Signalprozessor vorgesehen, der die Audiosignalverarbeitung und -aufbereitung vornimmt
und/oder digitale Signale für eine Tinnitusmaskierung generiert.
Der Signalprozessor kann statisch in der Weise ausgelegt sein, daß entsprechende Software
module aufgrund wissenschaftlicher Erkenntnisse einmalig in einem Programmspeicher des
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 durch
einen invasiven, operativen Patienteneingriff das gesamte Implantat oder das Implantatmodul,
das die entsprechende Signalverarbeitungseinheit enthält, gegen ein neues mit der verän
derten Betriebssoftware ausgetauscht werden. Dieser Eingriff birgt erneute medizinische
Risiken für den Patienten und ist mit hohem Aufwand verbunden. Diesem Problem kann
dadurch begegnet werden, daß in weiterer Ausgestaltung der Erfindung eine, vorzugsweise
PC-basierte, Telemetrieeinrichtung zur Übertragung von Daten zwischen einem implantierten Teil
des Systems und einer externen Einheit, insbesondere einem externen Programmiersystem, vorge
sehen ist und daß dem Signalprozessor zur Aufnahme und Wiedergabe eines Betriebspro
gramms eine wiederholt beschreibbare, implantierbare Speicheranordnung zugeordnet ist,
wobei 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 implantierbaren Systems die Betriebssoftware,
einschließlich von Software zur Ansteuerung des intracochleären Wandlers, als solche verän
dern oder auch vollständig austauschen Dies macht es möglich, weitergehende wissenschaftli
che Erkenntnisse zum Beispiel bezüglich Sprachsignalverarbeitungsstrategien im Implantat zu im
plementieren, ohne daß das Implantat durch einen operativen Eingriff ausgetauscht werden muß.
Bevorzugt ist die Auslegung so beschaffen, daß darüberhinaus bei vollimplantierbaren
Systemen auch in an sich bekannter Weise Betriebsparameter, das heißt patientenspezifische
Daten, wie beispielsweise audiologische Anpaßdaten, oder veränderbare Implantatsystem
parameter (zum Beispiel als Variable in einem Softwareprogramm zur Ansteuerung des
intracochleären Wandlers oder 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 die Softwaremodule bevorzugt dynamisch, oder
mit anderen Worten lernfähig, ausgelegt, um zu einer möglichst optimalen Rehabilitation der
jeweiligen Hörstörung zu kommen. Insbesondere können die Softwaremodule adaptiv ausge
legt sein, und eine Parameteranpassung kann durch "Training" durch den Implantatträger und
weitere Hilfsmittel vorgenommen werden.
Weiterhin kann die Signalverarbeitungselektronik ein Softwaremodul enthalten, das eine
möglichst optimale Stimulation auf der Basis eines lernfähigen neuronalen Netzwerkes
erreicht. Das Training dieses neuronalen Netzwerks kann durch den Implantatträger
erfolgen und/oder unter Zuhilfenahme weiterer externer Hilfsmittel.
Die Speicheranordnung zum Speichern von Betriebsparametern und die
Speicheranordnung 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 vorliegende Lösung erlaubt eine Anpassung des Systems an Gegebenheiten, die erst nach
Implantation des implantierbaren Systems erfaßbar sind. So sind beispielsweise bei einem
mindestens teilweise implantierbaren Hörsystem zur Rehabilitation einer monauralen oder
binauralen Innenohrstörung sowie eines Tinnitus mit mechanischer Stimulation des Innen
ohres die sensorischen (Schallsensor beziehungsweise Mikrofon) und aktorischen (intracoch
leärer Wandler) biologischen Schnittstellen immer abhängig von den anatomischen, biolo
gischen und neurophysiologischen Gegebenheiten, zum Beispiel von dem interindividuellen
Einheilprozeß. Diese Schnittstellenparameter können individuell insbesondere auch
zeitvariant sein. So können beispielsweise das Übertragungsverhalten eines implantierten
Mikrofons aufgrund von Gewebebelagen und das Übertragungsverhalten des an das Innenohr
angekoppelten intracochleäreren elektromechanischen 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:
- - Sprachanalyseverfahren (zum Beispiel 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, zum Beispiel Optimierung des räumlichen Hörens beziehungsweise Raumorientierung,
- - Phasen- beziehungsweise Gruppenlaufreit-Optimierung bei binauraler Signalverar beitung,
- - 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 Optimierung des Betriebsverhaltens des intracochleäreren Ausgangswandlers (zum Beispiel Frequenz- und Phasengangoptimierung, Verbesserung des Impulsübertragungsverhaltens),
- - Sprachsignal-Kompressionsverfahren bei Innenohrschwerhörigkeiten,
- - Signalverarbeitungsmethoden zur Recruitment-Kompensation bei Innenohr schwerhörigkeiten.
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. Das vorliegend beschriebene System
erlaubt 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 Zwischenspei
cheranordnung gespeicherte Daten vor dem Weiterleiten an den Signalprozessor einer
Überprüfung unterzieht. Es kann ein Mikroprozessorbaustein, insbesondere ein
Mikrocontroller, zum implantatinternen Steuern 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 Implantats eine Überprüfung der Fehlerfreiheit der Software
durchgeführt werden kann.
Analog hierzu kann auch die Zwischenspeicheranordnung mindestens zwei Speicherbe
reiche zur Aufnahme und Wiedergabe von von der externen Einheit über die Telemetrie
einrichtung übermittelten Daten aufweisen, so daß nach einer Datenübertragung von der
externen Einheit noch im Bereich des Zwischenspeichers eine Überprüfung der
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 Zwi
schenspeicheranordnung kann aber auch zur Aufnahme nur eines Teils der von der
externen Einheit übermittelten Daten ausgelegt sein, wobei in diesem Fall die Überprü
fung 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
Betriebsparametern zwischen dem implantierbaren Teil des Systems und der externen
Einheit ausgelegt, so daß einerseits solche Parameter von einem Arzt, einem Hörgeräte
akustiker oder dem Träger des Systems selbst eingestellt werden können (zum Beispiel
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 implan
tatseitig neben dem intracochleären Wandler und der Signalverarbeitungseinheit mindes
tens einen implantierbaren Schallsensor und ein nachladbares elektrisches Speicherele
ment aufweisen, wobei in einem solchen Fall bevorzugt eine drahtlose, transkutane
Ladevorrichtung zum Laden des Speicherelements vorgesehen ist. Es versteht sich
jedoch, daß zur Energieversorgung auch eine Primärzelle oder eine andere Energiever
sorgungseinheit 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
Energiebedarfs für elektronische Signalverarbeitung zu rechnen ist, so daß für implan
tierbare 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 mindestens ein Schallsensor, die
elektronische Signalverarbeitungseinheit, 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 den ausgangs
seitigen elektromechanischen, intracochleären Wandler auf, ist aber energetisch passiv
und empfängt seine Betriebsenergie und Steuerdaten für den intracochleären Wandler
über die Modulator/Sender-Einheit im externen Modul.
Das beschriebene System kann bei vollimplantierbarer Auslegung ebenso wie bei
teilimplantierbarem Aufbau 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 drahtgebun
dene implantierbare Leitungsverbindung oder über eine drahtlose Verbindung, vorzugs
weise eine bidirektionale Hochfrequenzstrecke, eine körperschallgekoppelte Ultra
schallstrecke 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 schematisch einen Schnitt durch einen Teil des menschliches Mittelohres mit
implantiertem intracochleärem Wandler,
Fig. 2 schematisch den prinzipiellen Aufbau des intracochleären Wandlers gemäß
Fig. 1,
Fig. 3 einen Schnitt entlang der Linie III-III der Fig. 4 für eine abgewandelte
Ausführungsform des intracochleären Wandlers gemäß Fig. 1,
Fig. 4 eine Seitenansicht des intracochleären Wandlers gemäß Fig. 3,
Fig. 5 ein Blockschaltbild eines vollimplantierbaren Hörsystems zur
Rehabilitation einer Mittel- und/oder Innenohrstörung und/oder eines
Tinnitus,
Fig. 6 ein vollimplantierbares Hörsystem gemäß vorliegender Erfindung sowie
Fig. 7 ein teilimplantierbares Hörsystem gemäß vorliegender Erfindung.
Fig. 1 zeigt schematisch einen Schnitt durch einen Teil des menschliches Mittelohres mit dem
langen Amboßfortsatz 10, dem Steigbügel mit der hier perforiert dargestellten Fußplatte 11,
dem Steigbügeloberbau (Schenkel 12 und Köpfchen 13) und dem Ligament 14, mit dem der
Steigbügel im ovalen Fenster der knöchernen cochleären Wand 15 aufgehängt ist.
Durch die Perforation der Steigbügelfußplatte 11 hindurch ist in das Innenohr ein intra
cochleärer elektromechanischer Wandler 18, 18' als Ganzes eingebracht. Die in Fig. 1
gestrichelt dargestellten Schwingungen des Wandlers 18, 18' führen zu dynamischen
Volumenverschiebungen der Perilymphe 19 in der scala tympani des Innenohres. Der
Wandler 18, 18' ist an eine Implantatzuleitung 20 angeschlossen, die innenseitig die in Fig. 2
dargestellten elektrischen Wandlerzuleitungen 21 führt. Die operative Abdichtung der
Implantatzuleitung 20 in der Steigbügelfußplatten-Perforation erfolgt zweckmäßig, wie aus
der Stapesprothetik bekannt, durch Umlagerung mit Fascie oder sonstigem körpereigenem
dünnem Gewebe 23. Die Leitung 20 kann mit einem aus der Stapesprothetik bekannten,
verformbaren und vorzugsweise metallischen Haken oder einer Schlaufe 25 an dem langen
Amboßfortsatz 10 fixiert werden. Prinzipiell sind die Implantatzuleitung 20 und die
Anbringung des Wandlers 18, 18' an dem distalen Ende dieser Leitung wie im Falle einer
intracochleären Cochlea-Implantat-Elektrode aufgebaut. Das heißt, an dem distalen Ende der
Implantatzuleitung 20 es ist ein mechanischer Träger 26 für den Wandler 18, 18' angebracht.
Dieser Träger besteht bevorzugt im wesentlichen aus einem flexiblen Polymer- (vorzugs
weise Silikon-) Formteil von vorzugsweise kreisförmigem Querschnitt.
Weiterhin kann ein mechanisches Dämpfungselement 28 vorgesehen sein, das die
Schwingungen des Wandlers 18, 18' von der Zuleitung 20 entkoppelt und somit eine Über
tragung der Wandlerschwingungen auf die Mittelohrossikel vermeidet oder mindestens
reduziert, die bei Verwendung eines ortsnahen Schallsensors (Mikrofones) des implantier
baren Hörsystems zu einer unerwünschten Rückkopplung führen könnten.
Der elektromechanische Wandler 18, 18' arbeitet vorzugsweise nach dem Prinzip der
dynamischen Volumenänderung aufgrund einer dynamischen Oberflächenvergrößerung
beziehungsweise -verkleinerung entsprechend dem elektrischen, ansteuernden Wandler
wechselspannungssignal. Die erforderlichen Volumenveränderungen für einen adäquaten,
äquivalenten Schalldruckpegel von ca. 100 dB SPL ergeben sich zu etwa 2.10-4 Mikroliter.
Der Gesamtdurchmesser der Wandler-Anordnung liegt im Bereich von 0,2 mm bis 2,0 mm.
Die Eintauchtiefe des Wandlers liegt im Bereich von 0,3 bis 2 mm, die Länge des aktiven
Wandlerelementes im gleichen Bereich.
Fig. 2 zeigt schematisch den prinzipiellen Aufbau des Wandlers 18 bei Verwendung eines
piezoelektrischen Rohrabschnittes 30 mit zylindrischem Querschnitt, vorzugsweise aus Blei-
Zirkonat-Titanat (PZT). Dabei ist auf der Innen- und der Außenumfangsfläche des
Rohrabschnittes 30 eine Oberflächenmetallisierung aufgebracht, welche elektrische Wandler
elektroden 31 und 32 bildet. Der Wandler kann vorzugsweise auch aus einem ein- oder
mehrlagigen Wickel dünner Polyvinylidenfluorid-Folie (PVDF) aufgebaut sein. Das Material
der Oberflächenmetallisierung besteht aus biokompatiblem Metall, vorzugsweise reinem
Gold, Platin, Platin-Iridium, Titan, Tantal, Edelstählen sowie deren biokompatiblen Legierun
gen. Die elektrischen Anschlüsse der Wandlerelektroden 31 und 32 erfolgen über die zwei
Wandlerzuleitungen 21. Für das Material der Leitungen gilt dieselbe Auswahl wie für die
Metallisierung des Wandlers.
Bei Anlegen einer elektrischen Wechselspannung an den piezoelektrischen Rohrabschnitt 30
ergibt sich eine entsprechende dynamische Radiusveränderung, die zu der beschriebenen
dynamischen Volumenverschiebung in der intracochleären Flüssigkeit führt. Das gesamte
Wandlerelement 30, 31, 32 ist in dieser Ausführungsform vorzugsweise mit einer
biokompatiblen dünnen Ummantelung 33 umgeben. Die Ummantelung 33 besteht
vorzugsweise aus einem elastischen Polymer wie zum Beispiel Silikon, das sich als
Trägermaterial für Cochlea-Implantat-Elektroden hervorragend bewährt hat.
Die Fig. 3 und 4 zeigen schematisch eine abgewandelte Ausführungsform des Wandlers
gemäß Fig. 2. In diesem Fall ist der Wandler 18' nicht vollständig von der Polymer
ummantelung 33 umgeben. Vielmehr ist am offenen unteren Ende 35 des Rohrabschnittes 30
sowie über eine mit dem Innenraum 36 des Rohrabschnittes 30 in Verbindung stehende
Queröffnung 37 im oberen Bereich der Ummantelung 33 der Ein- und Austritt von
intracochleärer Lymphe in beziehungsweise aus dem Rohrinnenraum 36 möglich, wie dies in
Fig. 3 durch Pfeile 39 und 40 angedeutet ist. Durch die dynamische Radiusänderung des
Wandlers 18' werden daher direkt eine Lymphverschiebung und damit eine intracochleäre
Volumenverschiebung erreicht. Bei entsprechender Gestaltung der Rohroberfläche des
Wandlers und der Querschnittsfläche der Ein- und Austrittsöffnungen 35, 37 kann nach dem
hydraulischen Prinzip eine Transformation erreicht werden, die zu höheren Schnellen der
Lymphe und damit zu höheren Stimulationspegeln der Cochlea führt als durch die direkte
Oberflächenveränderung durch den Wandler selbst.
Fig. 5 zeigt den möglichen Aufbau eines signalverarbeitenden Elektronikmoduls 41 des
mindestens teilweise implantierbaren Hörsystems nach der vorliegenden Erfindung. Ein oder
mehrere Mikrofone 42 nehmen das Schallsignal auf und wandeln es in entsprechende
elektrische Signale um. Diese Sensorsignale werden jeweils in einer Einheit 43 ausgewählt,
vorverarbeitet und analog-digital (A/D) gewandelt. Die Vorverarbeitung kann beispiels
weise in einer analogen linearen oder nicht-linearen Vorverstärkung und Filterung (zum
Beispiel Antialiasing-Filterung) bestehen. Das beziehungsweise die digitalisierten
Sensorsignale werden einem digitalen Signalprozessor (DSP) 44 zugeführt, der die
bestimmungsgemäße Funktion des Hörimplantates ausführt, wie zum Beispiel Audio
signalverarbeitung bei einem System für Innenohrschwerhörigkeiten und/oder Signal
generierung im Fall eines Tinnitusmaskierers oder Noisers. Der Signalprozessor 44
enthält einen nicht überschreibbaren Festspeicherbereich S0, in welchem die für einen
"Minimalbetrieb" des Systems erforderlichen Anweisungen und Parameter gespeichert
sind, sowie einen Speicherbereich S1, in dem die Betriebssoftware der bestimmungs
gemäßen Funktion beziehungsweise Funktionen des Implantatsystems abgelegt sind.
Vorzugsweise ist dieser Speicherbereich doppelt vorhanden (S1 und S2). Der wiederholt
beschreibbare Programmspeicher zur Aufnahme der Betriebssoftware kann auf
EEPROM-Basis oder RAM-Zellen basieren, wobei in diesem Fall dafür gesorgt sollte,
daß dieser RAM-Bereich immer durch das Energieversorgungssystem "gepuffert" ist.
Die digitalen Ausgangssignale des Signalprozessors 44 werden in einer Digital-Analog-
Wandler (D/A)- und Treibereinheit 45 in Analogsignale umgewandelt und auf den zur
Ansteuerung des Wandlers 18, 18' gewünschten Pegel gebracht. Diese Einheit 45 kann
unter Umständen völlig entfallen, wenn zum Beispiel bei Verwendung eines elektromag
netischen intracochleären Ausgangswandlers ein beispielsweise pulsweitenmoduliertes,
serielles digitales Ausgangssignal des Signalprozessors 44 direkt an den Ausgangs
wandler übermittelt wird.
Bei der in Fig. 5 dargestellten Ausführungsform werden die Signalbearbeitungskompo
nenten 43, 44 und 45 durch einen Mikrocontroller 47 (µC) mit einem oder zwei
zugehörigen Speichern S4 beziehungsweise S5 über einen bidirektionalen Datenbus 48
gesteuert. In dem beziehungsweise den Speicherbereichen S4 und S5 können insbeson
dere die Betriebsofiwareanteile des Implantatmanagementsystems abgelegt sein, zum
Beispiel Verwaltungsüberwachungs- und Telemetriefunktionen. In den Speichern S1
und/oder S2 können auch von außen veränderliche, patientenspezifische wie zum
Beispiel audiologische Anpaßparameter abgelegt sein. Ferner weist der Mikrocontroller
47 einen wiederholt beschreibbaren Speicher S3 auf, in welchem ein Arbeitsprogramm
für den Mikrocontroller 47 abgelegt ist.
Der Mikrocontroller 47 kommuniziert bei der dargestellten implantierbaren Ausfüh
rungsform über einen Datenbus 49 mit einem Telemetriesystem (TS) 50. Dieses Tele
metriesystem 50 kommuniziert seinerseits durch die bei 51 angedeutete geschlossene
Haut beispielweise über eine nicht dargestellte induktive Spulenkopplung drahtlos
bidirektional mit einem externen Programmiersystem (PS) 52. Das Programmiersystem
52 kann vorteilhaft ein PC-basiertes System mit entsprechender Programmier-,
Bearbeitungs-, Darstellungs- und Verwaltungssoftware sein. Über diese Tele
metrieschnittstelle wird die zu verändernde beziehungsweise ganz auszutauschende
Betriebssoftware des Implantatsystems übertragen und zunächst in dem Speicherbereich
S4 und/oder S5 des Mikrocontrollers 47 zwischengespeichert. So kann zum Beispiel der
Speicherbereich S5 für eine komplementäre Ablage der von dem externen System
übermittelten Daten benutzt werden, und eine einfache Verifikation der Softwareüber
tragung durch einen Lesevorgang über die Telemetrieschnittstelle kann durchgeführt
werden, um die Koinzidenz der Inhalte der Speicherbereiche S4 und S5 zu überprüfen,
bevor der Inhalt des wiederholt beschreibbaren Speicher S3 geändert oder ausgetauscht
wird.
Die Betriebssoftware des mindestens teilweise implantierbaren Hörsystems soll gemäß
der vorliegend verwendeten Nomenklatur sowohl die Betriebssoftware des Mikro
controllers 47 (zum Beispiel Housekeeping-Funktionen, wie Energiemanagement oder
Telemetriefunktionen) als auch die Betriebssoftware des digitalen Signalprozessors 44
umfassen. 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 den Programmspeicherbereich S1 des digitalen Signalprozessors 44 über den
Datenbus 48 übertragen werden. Ferner kann auch das Arbeitsprogramm für den
Mikrocontroller 47, das beispielsweise in dem wiederholt beschreibbaren Speicher S3
eingespeichert ist, über die Telemetrieschnittstelle 50 ganz oder teilweise mit Hilfe der
externen Einheit 52 geändert oder ausgetauscht werden.
Alle elektronischen Komponenten des Implantatsystems werden durch eine primäre oder
sekundäre Batterie 30 mit elektrischer Betriebsenergie versorgt.
Fig. 6 zeigt schematisch den Aufbau eines vollständig implantierbaren Hörsystems mit
einem intracochleären Wandler 18 oder 18' gemäß den Fig. 1 bis 4 und einem
implantierbaren Mikrofon 42. Eine drahtlose Fernbedienung 54 dient der Steuerung der
Implantatfunktionen durch den Implantatträger. Ferner ist ein Ladesystem mit einem
Ladegerät 55 zum drahtlosen transkutanen Nachladen einer im Implantat befindlichen
sekundären Batterie zur Energieversorgung des Hörsystems, beispielsweise der Batterie
53 in Fig. 5, vorgesehen.
Das Mikrofon 42 kann vorteilhaft in der aus US-A-5 814 095 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, wobei der eine
Schenkel die Mikrofonkapsel aufnimmt und mit einer Schalleintrittsmembran versehen
ist, wobei der andere Schenkel die elektrische Durchführungsanordnung enthält und
gegenüber der Ebene der Schalleintrittsmembran zurückversetzt ist, und wobei die
Geometrie des Mikrofongehäuses so gewählt ist, 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 zylindri
schen Gehäuseteil den die Schalleintrittsmembran enthaltenden Schenkel umschließt und
mit gegen die der Gehörgangshaut zugewendete Seite der Gehörgangswand anlegbaren,
vorspringenden, elastischen Flanschteile versehen ist. Dabei beinhaltet das Fixationsele
ment vorzugsweise eine Halterung, welche die genannten Flanschteile vor der Implanta
tion 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. 6 Teil des Elektronik
moduls 41 sein und entsprechend US-A-5 279 292 eine Konstantstromquelle für die
Batterie 53 (Fig. 5) bilden. Dabei liegt der Empfangs-Serienresonanzkreis in einem
Batterie-Ladestromkreis, der in Abhängigkeit von der jeweiligen Phase des in dem
Ladestromkreis fließenden Ladestromes über den einen oder den anderen Zweig einer
Vollweg-Gleichrichterbrücke geschlossen wird.
Das Elektronikmodul 41 ist bei der Anordnung nach Fig. 6 über eine Mikrofonleitung 58
an das Mikrofon 42 und über die Implantatzuleitung 20 an den intracochleären Wandler
18 beziehungsweise 18' angeschlossen.
Fig. 7 zeigt schematisch den Aufbau eines teilimplantierbaren Hörsystems mit einem
intracochleären Wandler 18 beziehungsweise 18' gemäß den Fig. 1 bis 4. Bei diesem
teilimplantierbaren System sind ein Mikrofon 42, ein Elektronikmodul 62 für eine
elektronische Signalverarbeitung weitestgehend entsprechend Fig. 5 (aber ohne das
Telemetriesystem 50), die Energieversorgung 53 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 65 (ohne Batterie 53) empfängt seine
Betriebsenergie und Wandlersteuerdaten über die Modulator/Sender-Einheit 63 im
externen Teil 64.
Sowohl das vollimplantierbare als auch das teilimplantierbare Hörsystem können
monoaural 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 wesentli
chen 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 Signalverar
beitung erreicht wird.
Folgende Kombinationsmöglichkeiten sind vorsehbar:
- - Beide Elektronikmodule können jeweils einen digitalen Signalprozessor gemäß vorstehender Beschreibung enthalten, wobei die Betriebssoftware beider Prozesso ren wie beschrieben transkutan veränderbar ist. Darm sorgt die Verbindung beider Module im wesentlichen für den Datenaustausch zur optimierten binauralen Signalverarbeitung zum Beispiel der Sensorsignale.
- - Nur ein Modul enthält den beschriebenen digitalen Signalprozessor, wobei dann die Modulverbindung neben der Sensordatenübertragung zur binauralen Schallanalyse und -verrechnung auch für die Ausgangsignalübermittlung zu dem kontralateralen Wandler sorgt, wobei in dem kontralateralen Modul der elektronische Wandlertrei ber untergebracht sein kann. In diesem Fall ist die Betriebssoftware des gesamten binauralen Systems nur in einem Modul abgelegt und wird auch nur dort transkutan über eine nur einseitig vorhandene Telemetrieeinheit von extern verändert. In diesem Fall kann auch die energetische Versorgung des gesamten binauralen Systems in nur einem Elektronikmodul untergebracht sein, wobei die energetische Versorgung des kontralateralen Moduls drahtgebunden oder drahtlos geschieht.
Claims (41)
1. Mindestens teilweise implantierbares System zur Rehabilitation einer Hörstörung mit
mindestens einem schallaufnehmenden Sensor (Mikrofon) (42), einer elektronischen
Anordnung (41; 62, 65) zur Audiosignalverarbeitung und -verstärkung, einer
elektrischen Energieversorgungseinheit (53), welche einzelne Komponenten des
Systems mit Strom versorgt, und einer ausgangsseitigen aktorischen Anordnung zur
direkten mechanischen Stimulation eines lymphatischen Raums des Innenohres,
dadurch gekennzeichnet, daß die ausgangsseitige aktorische Anordnung aus einem
intracochleären elektromechanischen Wandler (18, 18') besteht.
2. Hörsystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der intracochleäre
elektromechanische Wandler (18, 18') nach dem Prinzip der dynamischen
Volumenänderung aufgrund einer dynamischen Oberflächenvergrößerung
beziehungsweise -verkleinerung entsprechend dem elektrischen, ansteuernden
Wandlerwechselspannungssignal arbeitet.
3. Hörsystem nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der intracochleäre
Wandler (18, 18') derart ausgelegt ist, daß mindestens der größere Teil seiner
Oberfläche schwingt.
4. Hörsystem nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der intracochleäre
Wandler (18, 18') zur Approximation eines Kugelschwingers ausgelegt ist.
5. Hörsystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß der intracochleäre Wandler (18, 18') für einen operativen Zugang durch das
ovale oder ein artifizielles cochleäres Fenster, zum Beispiel ein Promontorialfenster,
ausgelegt ist.
6. Hörsystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß der intracochleäre Wandler (18, 18') am Ende eines flexiblen Trägers (26),
insbesondere einem Polymer-Träger, angeordnet ist.
7. Hörsystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, daß
der intracochleäre Wandler (18, 18') als piezoelektrischer elektromechanischer
Wandler ausgelegt ist.
8. Hörsystem nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der intracochleäre
Wandler (18, 18') einen piezoelektrischen Rohrabschnitt (30) mit zylindrischem
Querschnitt aufweist, dessen innere und äußere Umfangsfläche mit einer
Oberflächenmetallisierung zur Bildung von elektrische Wandlerelektroden (31, 32)
versehen ist.
9. Hörsystem nach Anspruch 7 oder 8, dadurch gekennzeichnet, daß der intracochleäre
piezoelektrische Wandler (18, 18') aus Blei-Zirkonat-Titanat (PZT) aufgebaut ist.
10. Hörsystem nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der intracochleäre
Wandler (18, 18') aus einem ein- oder mehrlagigen Wickel dünner
Polyvinylidenfluorid-Folie (PVDF) aufgebaut ist.
11. Hörsystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
der intracochleäre Wandler (18, 18') ein aktives Wandlerelement (30, 31, 32)
aufweist, das mit einer biokompatiblen Ummantelung (33) versehen ist.
12. Hörsystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Ummantelung (33)
aus einem elastischen Polymer, zum Beispiel Silikon, besteht.
13. Hörsystem nach Anspruch 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet, daß das gesamte
aktive Wandlerelement (30, 31, 32) von der biokompatiblen Ummantelung (33)
umgeben ist.
14. Hörsystem nach Anspruch 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet, daß in der
Ummantelung (33) mindestens eine Öffnung (35, 37) für den Ein- und Austritt von
intracochleärer Lymphe derart ausgebildet ist, daß durch eine dynamische
Radiusänderung des Wandlers (18') direkt eine Lymphverschiebung und damit eine
intracochleäre Volumenverschiebung erreicht wird.
15. Hörsystem nach Ansprüchen 8 und 14, dadurch gekennzeichnet, daß Öffnungen (35,
37) am unteren Rohrende sowie im oberen Bereich der Ummantelung (33)
vorgesehen sind.
16. Hörsystem nach Anspruch 1 S. dadurch gekennzeichnet, daß die Rohroberfläche des
intracochleären Wandlers (18') und die Querschnittsfläche der Ein- und
Austrittsöffnungen (35, 37) so gestaltet sind, daß eine hydraulische Transformation
erreicht wird, die zu höheren Schnellen der Lymphe und damit zu höheren
Stimulationspegeln der Cochlea führt als durch direkte Oberflächenveränderung
durch den Wandler selbst.
17. Hörsystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
der intracochleäre Wandler (18, 18') so abgestimmt ist, daß seine erste mechanische
Resonanzfrequenz am oberen spektralen Ende des Übertragungsbereiches liegt.
18. Hörsystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
ein mechanisches Dämpfungselement (28) vorgesehen ist, das die Schwingungen des
intracochleären Wandlers (18, 18') von der Wandlerzuleitung (20) entkoppelt.
19. Hörsystem nach Ansprüchen 6 und 18, dadurch gekennzeichnet, daß das Material
des Dämpfungselementes (28) bei ähnlicher Querschnittsgeometrie wie die des
Trägers (26) so gewählt ist, daß zur Erzielung hoher Dämpfungswerte ein großer
mechanischer Impedanzunterschied zu dem Trägermaterial besteht.
20. Hörsystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
der intracochleäre Wandler (18, 18') für Volumenveränderungen von etwa 2.10-4
Mikroliter ausgelegt ist.
21. Hörsystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
der Gesamtdurchmesser der intracochleären Wandler-Anordnung (18, 18', 26) im
Bereich von 0,2 mm bis 2,0 mm liegt.
22. Hörsystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
die Eintauchtiefe des intracochleären Wandlers (18, 18') im Bereich von 0,3 bis 2 mm
liegt.
23. Hörsystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
die Länge des aktiven Wandlerelementes (30, 31, 32) des intracochleären Wandlers
(18, 18') im Bereich von 0,3 bis 2 mm liegt.
24. Hörsystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
für die Audiosignalverarbeitung und -aufbereitung und/oder zum Generieren von
digitalen Signalen für eine Tinnitusmaskierung ein digitaler Signalprozessor (44)
vorgesehen ist.
25. Hörsystem nach Anspruch 24, gekennzeichnet durch eine, vorzugsweise PC-basierte,
Telemetrieeinrichtung (50) zur Übertragung von Daten zwischen einem implantierten
Teil (41) des Systems und einer externen Einheit (52), insbesondere einem externen
Programmiersystem.
26. System nach Anspruch 24 oder 25, dadurch gekennzeichnet, daß dem
Signalprozessor (44) zur Aufnahme und Wiedergabe eines Betriebsprogramms
eine wiederholt beschreibbare, implantierbare Speicheranordnung (S1, S2)
zugeordnet ist, und mindestens Teile des Betriebsprogramms durch von der
externen Einheit (52) über die Telemetrieeinrichtung (50) übermittelte Daten
geändert oder ausgetauscht werden können.
27. System nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, daß ferner eine Zwischen
speicheranordnung (S4, S5) vorgesehen ist, in welcher von der externen Einheit
(52) über die Telemetrieeinrichtung (50) übermittelte Daten vor dem
Weiterleiten an den Signalprozessor (44) zwischengespeichert werden können.
28. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß ferner eine
Überprüfungslogik (47) vorgesehen ist, um in der Zwischenspeicheranordnung
(S4, S5) gespeicherte Daten vor dem Weiterleiten an den Signalprozessor (44)
einer Überprüfung zu unterziehen.
29. System nach Anspruch 28, gekennzeichnet durch einen Mikroprozessorbaustein
(47) zum Steuern der Anordnung (43, 44, 45) für die Audiosignalverarbeitung und
-aufbereitung und/oder zum Generieren von digitalen Signalen für eine
Tinnitusmaskierung.
30. System nach Ansprüchen 28 und 29, dadurch gekennzeichnet, daß die
Überprüfungslogik und die Zwischenspeicheranordnung (S4, S5) in dem
Mikroprozessorbaustein (47) implementiert sind.
31. System nach Anspruch 29 oder 30, dadurch gekennzeichnet, daß dem
Mikroprozessorbaustein (47) 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 (52) über die Telemetrieeinrichtung (50)
übermittelte Daten geändert oder ausgetauscht werden können.
32. System nach einem der Ansprüche 24 bis 31, dadurch gekennzeichnet, daß
mindestens zwei Speicherbereiche (S1, S2) zur Aufnahme und Wiedergabe
mindestens des Betriebsprogramms des Signalprozessors (44) vorgesehen sind.
33. System nach einem der Ansprüche 24 bis 32, dadurch gekennzeichnet, daß die
Zwischenspeicheranordnung mindestens zwei Speicherbereiche (S4, S5) zur
Aufnahme und Wiedergabe von von der externen Einheit (52) über die
Telemetrieeinrichtung (50) übermittelten Daten aufweist.
34. System nach einem der Ansprüche 24 bis 33, dadurch gekennzeichnet, daß dem
Signalprozessor (44) ferner ein vorprogrammierter, nicht überschreibbarer Fest
speicherbereich (S1) zugeordnet ist.
35. System nach einem der Ansprüche 24 bis 34, dadurch gekennzeichnet, daß die
Telemetrieeinrichtung (50) zur Übermittlung auch von Betriebsparametern
zwischen dem implantierbaren Teil (41) des Systems und der externen Einheit
(52) ausgelegt ist.
36. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß es vollimplantierbar ausgebildet und mit mindestens einem implantierbaren
Schallsensor (42) versehen ist, die elektrische Energieversorgungseinheit
implantatseitig ein nachladbares elektrisches Speicherelement (53) aufweist und
eine drahtlose, transkutane Ladevorrichtung (55, 56) zum Laden des
Speicherelements vorgesehen ist.
37. System nach Anspruch 36, gekennzeichnet durch eine drahtlose Fernbedienung
(54) zur Steuerung der Implantatfunktionen durch den Implantatträger.
38. System nach einem der Ansprüche 1 bis 35, dadurch gekennzeichnet, daß es
teilimplantierbar ausgebildet ist, wobei mindestens ein Schallsensor (42), die
elektronische Anordnung (62) zur Audiosignalverarbeitung und -verstärkung, die
Energieversorgungseinheit (53) sowie eine Modulator/Sender-Einheit (63) in
einem extern am Körper, vorzugsweise am Kopf über dem Implantat (65), 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.
39. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß es als binaurales System zur Rehabilitation einer Hörstörung beider Ohren
ausgelegt ist, das zwei Systemeinheiten aufweist, die jeweils einem der beiden
Ohren zugeordnet sind.
40. System nach Anspruch 38, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden
Systemeinheiten einander im wesentlichen gleich sind.
41. System nach Anspruch 38, dadurch gekennzeichnet, daß die eine Systemeinheit
als Master-Einheit und die andere Systemeinheit als von der Master-Einheit
gesteuerte Slave-Einheit ausgelegt ist.
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