DE102009035386B4

DE102009035386B4 - Hörhilfeimplantat

Info

Publication number: DE102009035386B4
Application number: DE102009035386A
Authority: DE
Inventors: Pieter Wiskerke
Original assignee: Cochlear Ltd
Current assignee: Cochlear Ltd
Priority date: 2009-07-30
Filing date: 2009-07-30
Publication date: 2011-12-15
Anticipated expiration: 2029-07-31
Also published as: DE102009035386A1; US20110029041A1

Abstract

Hörhilfeimplantat mit einem implantierbaren Hauptgehäuse (80, 230, 630, 730, 1230), wobei das Hörhilfeimplantat Folgendes umfasst: einen faseroptischen Wellenleiter (50, 470, 620, 621, 720, 721, 840, 1220), dessen erstes Ende mit einer Aasteuer- und Messeinrichtung, die in dem impiantierbaren Hauptgehäuse (80, 230, 630, 730, 1230) liegt, verbunden ist, wobei sich der faseroptische Wellenleiter (50, 470, 620, 621, 720, 721, 840, 1220) von dem implantierbaren Hauptgehäuse (80, 230, 630, 730, 1230) erstreckt; gekennzeichnet durch eine Interferometervorrichtung (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711), die an einem zweiten Ende des faseroptischen Wellenleiters (50, 470, 620, 621, 720, 721, 840, 1220) bereitgestellt ist.

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Hörhilfeimplantat nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1. Die vorliegende Erfindung betrifft auch ein implantierbares Fabry-Perot-Mikrofon sowie einen implantierbaren Fabry-Perot-Vibrationssensor und ein implantierbares Befestigungsmittel dafür.
Stand der Technik
Typische die Innenohrschnecke betreffende Implantate, sogenannte Cochlear-Implantate (CI) und implantierbare Hörhilfen, sind teilimplantierbar und bestehen aus einem implantierten Teil mit einer Elektrode oder einem Übertrager (Transducer) und einem externen Teil. Dieser externe Teil ist meistens eine hörhilfeähnliche Vorrichtung, die BTE (Behind The Ear) genannt wird, das ein Mikrofon, einen Sprachprozessor und eine Batterie beinhaltet. Das BTE sendet Energie und Daten zu dem Implantat über eine Übertragerspule. Die Spule und das Implantat werden relativ zueinander durch zwei Magnete in Position gebracht.
Ein Beispiel einer solchen Hörhilfe gemäß des Standes der Technik wird in 1 gezeigt. Das Cochlear-Implantatsystem 300 umfasst ein Cochlear-Implantat, das mit nicht implantierten Komponenten des Hörhilfesystems verbunden ist. Mit Bezug auf die 1 werden die relevanten Komponenten des Ohrs und einer implantierbaren Hörhilfe gemäß des Standes der Technik erklärt.
1 zeigt die am meisten relevanten Komponenten eines Ohrs, d. h. ein äußeres Ohr 301, ein Mittelohr 305 und ein Innenohr 307. In einem voll funktionsfähigen Ohr umfasst das äußere Ohr 301 die Ohrmuschel 310 (auricel) und einen Ohrkanal 302. Eine akustische Druck- oder Schallwelle 303 wird durch die Ohrmuschel 310 gesammelt und in und durch den Ohrkanal 302 kanalisiert. Über dem inneren Ende des Ohrkanals 302 befindet sich das Trommelfell 304, das in Reaktion auf die akustische Welle 303 schwingt. Die Schwingung wird über Knochen des Mittelohrs 305, auf die kollektiv als die Gehörknöchelchen 306 (Ossiculum) Bezug genommen wird, und die den Hammer 308 (Malleus), den Ambos 309 (Incus) und den Steigbügel 311 (Stapes) umfassen, auf das ovale Fenster oder Fenestra ovalis 312 übertragen. Die Knochen 308, 309, 311 des Mittelohrs 305 dienen dazu, die akustischen Wellen 303 zu filtern und zu verstärken, wobei sie das ovale Fenster 312 auslenken oder vibrieren lassen. Durch solche Vibrationen werden Wellen von Fluidbewegung innerhalb der Gehörschnecke 316 (Cochlea) aufgebaut. Solche Fluidbewegungen aktivieren wiederum kleine Haarzellen (nicht gezeigt), die die Innenseite der Cochlea 316 auskleiden. Die Aktivierung der Haarzellen erzeugt geeignete Nervenimpulse, die über die Spiralganglionzellen und den Hörnerv 314 auf das Gehirn (nicht gezeigt) übertragen werden, wo sie als Geräusch wahrgenommen werden.
Ein konventionelles Gehörschneckenimplantatsystem 300 umfasst eine Anordnung 342 mit externen Komponenten, die direkt oder indirekt am Körper des Empfängers angebracht ist, und eine Anordnung 345 mit internen Komponenten, die zeitweise oder dauerhaft in dem Empfänger implantiert ist. Die externe Anordnung 342 umfasst typischerweise ein Mikrofon 324, um Schall zu erfassen, eine Sprachverarbeitungseinheit 326, eine Stromversorgung (nicht gezeigt) und eine externe Übertragungseinheit 328. Die externe Einheit 328 umfasst eine externe Spule 330 und einen Magneten (nicht gezeigt), der direkt oder indirekt an der externen Spule befestigt ist. Die Sprachverarbeitungseinheit 326 verarbeitet die Ausgabe der Audioaufnahmevorrichtung/des Mikrofons 324, die durch das Ohr 310 des Empfängers positioniert werden. Die Sprachverarbeitungseinheit 326 erzeugt kodierte Signale, die an eine externe Übertragungseinheit 328 über ein Kabel (nicht gezeigt) übertragen werden. Die Sprachverarbeitungseinheit 326 ist so konstruiert und angeordnet, dass sie hinter das Außenohr 310 passt.
Die interne Komponente 344 umfasst eine interne Empfangseinheit 332, eine Stimulationseinheit 320 und eine Elektrodenanordnung 318. Die interne Empfangseinheit 332 umfasst eine interne transkutane Übertragungsspule (nicht gezeigt), einen Magneten (auch nicht gezeigt), der relativ zu der externen Spule fixiert ist. Die interne Empfangseinheit 332 und die Stimulatoreinheit 320 sind hermetisch in einem biokompatiblen Gehäuse abgedichtet. Die interne Spule empfängt Energie und Daten von der externen Spule 330. Ein Kabel oder ein Draht der Elektrodenanordnung 318 erstreckt sich von der Stimulationseinheit 320 zur Gehörschnecke 316 durch eine Öffnung 322 und endet in einem Elektrodenarray 342. Signale, die durch die Stimulationseinheit 320 erzeugt werden, werden durch die Elektroden 342 an die Gehörschnecke 316 angelegt, wodurch der Hörnerv 314 stimuliert wird.
Die Sprachverarbeitungseinheit 326 des Gehörschneckenimplantatsystems 300 kann eine Audiospektralanalyse der gewonnenen Signale 303 durchführen und kann allgemeine Amplitudenpegel ausgeben. Die Sprachverarbeitungseinheit 326 kann auch die Ausgabe in einer Reihenfolge nach Größe sortieren oder die spektralen Maxima kennzeichnen. Die Sprachverarbeitungseinheit 326 kann auch durch ein Expertensystem 350 unterstützt werden, das extern in einem Verarbeitungssystem 354 bereitgestellt wird, das über ein Kabel 352 an den Sprachprozessor 326 gekoppelt ist.
Nachteile der BTE sind die ästhetisch wenig attraktive stigmatisierende Erscheinung, Reizungen und Unbequemlichkeit aufgrund des Tragens hinter dem Ohr. Weiterhin können sie nicht beim Schwimmen, Duschen, Schlafen, etc., verwendet werden. Aus diesem Grund wäre ein Implantatsystem vorteilhaft, das vollständig implantiert werden kann.
Vollständig implantierbare Geräte müssen gegenüber teilimplantierbaren Geräte bestimmte Anforderungen erfüllen. Solche Geräte erfordern ein gewisses Maß an interner elektrischer Speicherfähigkeit oder einer anderen unabhängigen Energieversorgung. Vollständig implantierte Vorrichtungen, die eine implantierte Batterieanordnung aufweisen, erfordern regelmäßiges Auflagen, wobei typischerweise eine transkutane induktive Anordnung zur Übertragung von Hochfrequenz(RF)-Leistung verwendet wird.
Eine andere Anforderung ist, ein geeignetes implantierbares Mikrofon bereitzustellen. Konventionelle Hörprothesen, wie z. B. teilimplantierte Cochlear-Systeme (Gehörschneckensysteme) verwenden extern angeordnete Mikrofone, wie in 1 dargestellt ist. Ersetzen der externen Mikrofonanordnung durch eine implantierbare Mikrofonanordnung führt zu verschiedenen praktischen Schwierigkeiten. Die Mikrofonanordnung muss biokompatibel und hermetisch abgedichtet sein. Die Anwesenheit einer Hautschicht oder von weichem Gewebe, das über dem Mikrofon liegt, bewirkt eine Abschwächung des luftgetragenen Schallsignals durch Reflexion, Streuung und Absorption. Eine weitere Abschwächung des Signals entsteht durch Impedanzanpasseffekte, die mit dem Schallsignal verbunden sind, das von der Luft in den Körper eindringt. Das implantierte Mikrofon unterliegt auch grundsätzlichen Störungen durch interne Körpergeräusche. Ein implantierbares Mikrofon kann z. B. konstruiert werden durch Koppeln eines Transducers (elektrischer, Piezo- oder anderer druckempfindlicher Transducer) an den festen Boden eines Hohlraums, der durch ein Titandiaphragma bedeckt ist. Der Diaphragmadurchmesser und die Dicke und das Hohlraumvolumen können optimiert werden, um den Signalpegel des Implantats zu maximieren. Implantierbare Mikrofone können an unterschiedlichen Stellen im Körper eingesetzt werden, z. B. subkutane Mikrofone. Ein subkutanes Mikrofon ist ein Mikrofon, das unter der Haut eines Empfängers platziert wird. Der Ort ist normalerweise gerade oberhalb der Pinna (Ohrmuschel), kann aber auch an anderen Orten sein, wie z. B. das Ohrläppchen. Das Mikrofon der vollständig implantierbaren Hörhilfe „Carina” von Otologics, Boulder, CO, USA, ist ein gutes Beispiel eines Subkutanmikrofons nach dem Stand der Technik. Ein mit dem subkutanen Mikrofon verbundenes Problem ist, dass das System hochempfindlich auf knochengeleitete Körpergeräusche ist. Dies liegt an der Beschleunigung der implantierten Baugruppe gegen die Haut. Jede Massenbelastung an dem Titandiaphragma erhöht die Empfindlichkeit auf Vibrationen. Ein anderer Nachteil ist, dass ein Subkutanmikrofon nicht den Vorteil der natürlichen Verstärkung des menschlichen Ohrs nutzen kann. Dadurch haben Subkutanmikrofone nur ein eingeschränktes Signal-Rausch-Verhältnis. Ein weiterer Nachteil ist, dass das implantierte Mikrofon inhärent stoßempfindlich ist, wodurch das Diaphragma zerbrechen kann und wodurch der Körper in Kontakt mit potenziell biotoxischen Materialien kommen kann.
Eine spezielle Anwendung eines subkutanen Mikrofons ist, wenn es in dem äußeren Teil des Ohrkanals platziert ist. Auf diese Weise nutzt das System die natürliche Verstärkung (5–20 dB, abhängig von Frequenz und Richtung) und die Richtungsabhängigkeit des Außenohrs. Ein anderer Vorteil ist, dass die Haut extrem dünn ist in dem Ohrkanal. Jedoch kann dies auch ein Nachteil sein, da dies diese Anwendung verwundbar für nachteilige Effekte wie Hautnekrosen und Cholesteatome (Perlgeschwulste) machen kann.
Dieser Ansatz wird in der Patentanmeldung US 6,697,674 beschrieben, die einen akustischen Übertrager (Transducer) verwendet, der ein hermetisch dichtes Transducergehäuse umfasst, das als eine vibrierende Membran zusammen mit einem piezoelektrischen Keramikwafer, der an der Innenseite davon angebracht ist, ausgelegt ist, das in den Ohrkanal des Außenohrs implantiert wird. Diese Art von implantierbaren Mikrofonen ist relativ groß und erfordert eine intelligente Signalverarbeitung, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu verbessern, da diese Art von akustischen Mikrofonen anfälliger für knochengeleitete Geräusche ist.
Neben der subkutanen Implantation kann ein Mikrofon auch an anderen Orten im Körper platziert werden. Ein möglicher Ort ist der Mittelohrhohlraum. Hier kann der Nutzen der natürlichen Verstärkung größer sein, da der Schall durch das Trommelfell verstärkt wird. Im Mittelohr kann ein druckempfindliches Mikrofon verwendet werden, bevorzugt wird aber ein Sensor, der die Bewegung, z. B. der Gehörknöchelchen oder des Trommelfells, erfasst. Wenn der Sensor im Innenohr (Gehörschnecke, Cochlea) platziert wird, ist die natürliche Verstärkung am höchsten (ungefähr 35 dB). Diese Sensorart wird typischerweise den Druck der Perilymphe in der Gehörschnecke messen. Jedoch ist die richtige Anordnung des Sensors extrem schwierig und kritisch.
Das US-Patent US 6,491,644 lehrt ein anderes Beispiel eines implantierten Mikrofons, basierend auf optischen Prinzipien. 13 der vorliegenden Anmeldung stellt eine Veranschaulichung dar, die von der Anmelderin erstellt wurde und die die Lehre dieses Dokuments zusammenfasst. 13 zeigt einen optischen Wellenleiter 1140 mit einer freien Endspitze 1130, das vorteilhaft ein optisches System enthält, das z. B. Linsen, Strahlführungen, Prismen, Spiegel oder Ähnliches, umfasst. Die Endspitze 1130 wird nahe bei den Gehörknöchelchen 1120 über eine Fixiereinrichtung 1150 platziert und emittiert Licht, um eine Verschiebung der Gehörknöchelchen 1160 zu erfassen. Das Licht, das an den Gehörknöchelchen reflektiert wird, wird durch den Wellenleiter 1140 zu einem Interferometer geführt, das vorzugsweise außerhalb des menschlichen Kopfes aufgrund seiner Größe angeordnet ist. Der optische Wellenleiter in 13 liegt an einer definierten Position, so dass sein freies Ende 1130 so orientiert ist, dass es in der Lage ist, reflektierte Strahlung von einem vibrierenden Teil des Innenohrs, z. B. dem Gehörknöchelchen 1120, zu empfangen. Über den optischen Wellenleiter gelangen die Signale zu dem optoelektronischen Auswertungsschaltkreis, der das Interferometer enthält. Der große Abstand zwischen dem vibrierenden Teil des Innenohrs, wo Messlicht reflektiert wird, und dem Interferenz erzeugenden Teil des Messmechanismusses erfordert Laservorrichtungen hoher Qualität mit einer großen Kohärenzlänge, um die erforderliche Interferenz zu erhalten. Darüber hinaus ist die Positionierung der Endspitze des optischen Wellenleiters entscheidend für die Empfindlichkeit dieser Mikrofonart. Streuung und Absorption des reflektierten Lichts in dem Innenohr verschlechtert das Signal und Lasergeräte hoher Qualität erschweren es, das Interferometer als ein implantierbares Gerät innerhalb des Kopfes zu platzieren.
Die Veröffentlichung der US-Patentanmeldung US 2007/0161848 A1 lehrt ein anderes Beispiel eines implantierten Mikrophons basierend auf optischen Prinzipien. Insbesondere lehrt die Publikation eine prothetische Hörvorrichtung, die ein implantierbares Interferometer-Mikrophon einschließt, das in einem biokompatiblen Gehäuse eingeschlossen ist. Das Gehäuse weist eine Oberfläche auf, die in Reaktion auf Schallwellen, die auf das Hautgewebe des Empfängers auftreffen und durch das Hautgewebe des Empfängers hindurchgehen, vibriert. Ein Interferometer, das in dem Gehäuse eingeschlossen ist, erzeugt einen Lichtstrahl, der auf eine reflektierende innere Oberfläche einer vibrierenden Oberfläche, die auf Grund der Schallwellen vibriert, auftrifft, und empfängt Licht, das von der reflektierenden inneren Oberfläche reflektiert wurde. Die Bewegung der reflektierenden inneren Oberfläche wird von dem Interferometer gemessen, wobei zumindest eine Frequenz der einfallenden Schallwelle basierend auf einem Interferenzmuster bestimmt wird.
Die EP 0 456 681 B1 lehrt einen optischen Verschiebesensor, der als ein Vibrationssensor oder ein Beschleunigungsmessgerät verwendet werden kann, und der das Prinzip eines Fabry-Perotyp-Interferometers für Vibrationsmessungen oder linearen Verschiebungen verwenden kann.
Die WO 2008/143574 A1 (ehrt ein implantierbares Widerlager, das mit einem Knochenleitungsgerät verwendet wird. Das implantierbare Widerlager schließt eine Knochenbefestigung ein, das an einem Schädelknochen eines Empfängers fixiert wird, und ein Widerlager, das mit der Knochenbefestigung verbunden ist und sich durch die Haut oberhalb zur Haut eines Empfängers erstreckt.
Angesichts der Probleme, die mit implantierbaren Hörhilfesystemen, die aus dem Stand der Technik bekannt sind, verbunden sind, ist es eine Aufgabe dieser Erfindung, ein Hörhilfeimplantat bereitzustellen, das vollständig und leicht implantierbar ist, hohe Empfindlichkeit auf akustische Geräusche aufweist, und das auch in der Lage ist, knochengeleitete Störgeräusche zumindest teilweise zu eliminieren. Das implantierte Mikrofon sollte auch nachteilige Effekte auf die Haut, wie z. B. Nekrosen und Cholesteatome (Perlgeschwilste) vermeiden.
Zusammenfassung der Erfindung
Die Probleme, die oben ausgeführt wurden, werden zumindest teilweise durch ein Hörhilfeimplantat, wie es in Anspruch 1 beansprucht wird, gelöst.
Das Hörhilfeimplantat weist ein implantierbares Hauptgehäuse auf, das Folgendes umfasst: einen faseroptischen Wellenleiter, dessen erstes Ende mit einer Ansteuer- und Messeinrichtung innerhalb des implantierbaren Hauptgehäuses verbunden ist, wobei der faseroptische Wellenleiter sich aus dem implantierbaren Hauptgehäuse erstreckt; und eine Interferometervorrichtung, die an einem zweiten Ende des faseroptischen Wellenleiters bereitgestellt ist. Ein Vorteil dieses Hörhilfeimplantats ist, dass die Interferenz an der Schnittstelle erzeugt wird, wo die Schallwelle auf die Interferometervorrichtung trifft. Aus diesem Grund sind die Anforderungen an die Kohärenzlänge des Lichtes relativ niedrig. Zum Beispiel sind die Abmessungen der implantierbaren Interferometevorrichtung im Bereich von Millimetern oder weniger. Deshalb muss die erforderliche Kohärenzlänge des Lichtes auch im Bereich von Millimetern liegen. Dies kann leicht durch kostengünstige Halbleiterlaserdioden erreicht werden. Darüber hinaus kann eine verbesserte Signalqualität für Filtertechniken und zusätzliche Schallinformationen, wie z. B. spektrale Reinheit, erreicht werden, wenn kohärente Laserquellen mit verbesserter Kohärenz verwendet werden. Deshalb erlaubt die Platzierung der Interferrometervorrichtung an der Schallaufnahmeoberfläche eine höhere Flexibilität für individuelle Einstellungen in der Signalverarbeitung entsprechend den individuellen Gründen für die Taubheit.
In einer Ausführungsform ist die Interferometervorrichtung ein Fabry-Perot-Interferometer, das Folgendes umfasst: eine Basis mit einem Hohlraum, die in Verbindung mit dem zweiten Ende des faseroptische Wellenleiters steht, eine halbreflektierende Oberfläche, die sich in dem Hohlraum befindet, und eine reflektierende Oberfläche, die sich in dem Hohlraum, beabstandet von der halbreflektierenden Oberfläche befindet, worin zumindest entweder die halbreflektierende Oberfläche oder die reflektierende Oberfläche ein flexibles Diaphragma ist. Diese Fabry-Perot-Struktur erlaubt eine kleine Interferometervorrichtung, die so ausgelegt werden kann, dass sie an das Ende einer optischen Faser passt und eine Größe aufweist, die vergleichbar ist mit dem Durchmesser der optischen Faser.
In einer Ausführungsform davon bildet das Fabry-Perot-Interferometer ein Fabry-Perot-Interferometermikrofon, wobei die halbreflektierende Oberfläche in Kontakt mit dem zweiten Ende des faseroptischen Wellenleiters steht und die an einem ersten Ende des Hohlraums angeordnet ist, und wobei die reflektierende Oberfläche ein flexibles und reflektierendes erstes Diaphragma ist, das Schallenergie aufnehmen kann, und das an einem zweiten Ende des Hohlraums angeordnet ist. Mit dieser Struktur kann ein kleines Mikrofon nach Art eines Fabry-Perot-Interferometers realisiert werden, das hochempfindlich und klein ist, verglichen mit konventionellen Mikrofonen, die relativ groß sind, z. B. mit einem Durchmesser von 4,5 mm. Im Gegensatz dazu weist das Fabry-Perot-Interferometertypmikrofon der vorliegenden Erfindung eine typische Größe im Bereich der verwendeten optischen Faser auf, die einen typischen äußeren Durchmesser von 120–380 μm hat. Auf diese Weise kann ein Mikrofon im Bereich von 1 mm oder weniger erreicht werden. Aufgrund der kleinen Größe können Hautirritationen im Ohrkanal und Hautnekrosen und Cholesteatome vermieden werden.
In einer Ausführungsform davon umfasst die Interferometervorrichtung weiterhin ein flexibles und halbreflektierendes zweites Diaphragma. Solch eine Konfiguration eines Mikrofons vom Fabry-Perot-Typ erlaubt eine passive Störunterdrückung, wobei Körpergeräusche, die das erste und zweite Diaphragma gleichzeitig beeinflussen, unterdrückt werden können.
In einer Ausführungsform schließt die Ansteuer- und Messeinrichtung Einrichtungen zum Emittieren von Licht und Einrichtungen zum Empfangen von Licht ein, wobei das Licht mindestens zwei Teillichtstrahlen mit unterschiedlichen Eigenschaften umfasst, wobei die Eigenschaften der mindestens zwei Teilstrahlen aus der Gruppe ausgewählt werden, bestehend aus Wellenlänge und Polarisation. Weiterhin ist in dieser Ausführungsform das zweite Diaphragma so angepasst, dass es auf einen ersten und einen zweiten Lichtstrahl der mindestens zwei Teillichtstrahlen unterschiedlich reagiert. Auf diese Weise kann in Kombination mit den zwei Diaphragmen in dem Fabry-Perot-Gerät eine intelligentere Störunterdrückung realisiert werden, worin zwei Signale von den zwei Lichtstrahlen von den zwei Diaphragmen in einem adaptiven Algorithmus verwendet werden können, um Körperstörgeräusche zu unterdrücken. Dies kann z. B. durch Verwendung von Detektoreinrichtungen unterstützt werden, die selektiv den ersten und den zweiten Lichtstrahl erfassen können.
In einer anderen Ausführungsform hat der Hohlraum in der Basis des Fabry-Perot-Geräts eine konische Form, wobei das erste Ende des Hohlraums einen kleineren Durchmesser als das zweite Ende des Hohlraums aufweist. Die konische Form konzentriert die Schallenergie, so dass der Sensor (das Interferometer) das Signal akustisch verstärkt.
In einer Ausführungsform schließt die Ansteuer- und Messeinrichtung mindestens eine VCSEL-Laserdiode (Vertikalkavität-Oberflächenemittierender Laser) als Lichtquelle ein. Es gibt sehr effiziente Produktionstechnologien für VCSELs, so dass die Verwendung eines VCSELs sehr kosteneffizient ist. Weiterhin sind VCSELs sehr effiziente Laserdioden, was bedeutet, dass sie exzellente Lasereigenschaften bereitstellen mit Licht, das eine geringe Bandbreite und eine hohe Kohärenz aufweist. Darüber hinaus erfordern VCSELs einen geringen Energieverbrauch. Aufgrund der vertikalen Emission kann eine Montage des VCSELs auf integrierten gedruckten Schaltungsplatten leicht realisiert werden.
In einer Ausführungsform bildet der Fabry-Perot-Interferometer einen Fabry-Perot-Interferometervibrationssensor, worin die reflektierende Oberfläche eine starre Oberfläche ist, die am Boden des Hohlraums in der Basis liegt, und worin die halbreflektierende Oberfläche ein flexibles Diaphragma ist, das innerhalb des Hohlraums in dem Körper beabstandet von der reflektierenden Oberfläche platziert ist.
In einer weiteren Ausführungsform bildet das Fabry-Perot-Interferometer einen alternativen Fabry-Perot-Interferometervibrationssensor, worin die halbreflektierende Oberfläche an der Schnittstelle zwischen dem Hohlraum der Basis und der Endseite der optischen Faser liegt, und worin die reflektierende Oberfläche ein flexibler Balken ist, mit einer daran angebrachten Masse.
Die Fabry-Perot-Interferometervibrationsensoren können vorteilhaft als Sensoren verwendet werden, um Körpergeräusche zu erfassen. Diese zusätzlichen Signale können verwendet werden, Geräusche aus dem Schallsignal des Mikrofons zu eliminieren. Darüber hinaus können diese Sensoren verwendet werden, Vibrationen der Gehörknöchelchen zu erfassen, wobei sie als ein Mikrofon dienen.
In einer anderen Ausführungsform umfasst das Hörhilfeimplantat mindestens zwei faseroptische Wellenleiter, mindestens zwei Interferometervorrichtungen, die jeweils an dem zweite Ende eines entsprechenden der mindestens zwei faseroptischen Wellenleiter bereitgestellt sind, und eine Verarbeitungseinheit, die konfiguriert ist, um Körperschall aus Signalen der mindestens zwei Interferometervorrichtungen zu eliminieren. Mit unterschiedlichen Sensoren, die unterschiedliche Antwortcharakteristiken auf Störgeräusche und Schall aufweisen, und mit einem geeignet konfigurierten Prozessor kann man eine intelligentere Schallsignalverbesserung und insbesondere Störgeräuschauslöschung erreichen.
Die vorliegende Erfindung stellte unterschiedliche Konfigurationsgrundsätze bereit, um dieses Ziel zu erreichen.
In einem ersten Ansatz ist eines der mindestens zwei Interferometervorrichtungen ein Fabry-Perot-Interferometermikrofon, wie es oben ausgeführt wurde, und das andere der mindestens zwei Interferometervorrichtungen ist ein Fabry-Perot-Interferometervibrationssensor, wie er oben ausgeführt wurde.
In einem zweiten Ansatz sind die mindestens zwei Interferometervorrichtungen Fabry-Perot-Interferometermikrofone mit dem flexiblen und halbreflektierenden zweiten Diaphragma, wie oben ausgeführt wurde.
Die Platzierung der mindestens zwei Sensoren an Orten mit unterschiedlichen Pegeln für Schall und Störgeräusche erlaubt die Aufnahme zusätzlicher Information zum Eliminieren von Körperstörgeräuschen.
In einer anderen Ausführungsform schließt das Hörhilfeimplantat Fixiereinrichtungen ein, zum Montieren der Interferometervorrichtung und/oder des zweiten Endes des faseroptischen Wellenleiters im Schädelknochen, vorzugsweise in einem Knochen unter der Haut im Ohrkanal. Die Fixiereinrichtung umfasst einen ersten Körper mit einem externen Gewinde, das sich in einen Schädelknochen schrauben lässt, und das ein konisch geformtes Durchgangsloch aufweist, und einen zweiten Körper, das mit dem ersten Körper verbunden werden kann, der einen konisch geformten Endbereich aufweist, so dass der zweite Körper passfrei in das konisch geformte Durchgangsloch des ersten Körpers passt. Die Interferometevorrichtung und das zweite Ende des faseroptischen Wellenleiters sind in dem zweiten Körper eingebettet. Die Fixiereinrichtung erlaubt die Montage des Fabry-Perot-Sensors in das Ohr, so dass der Sensor flach mit dem Knochen abschließt und die Verbindung zwischen dem Ohrkanal und dem Mittelohr dicht abdichtet. Dadurch werden Hautwachstum, Nekrosen und Ähnliches vermieden.
In einem anderen Aspekt stellt die vorliegende Erfindung ein implantierbares Fabry-Perot-Mikrofon sowie Vibrationssensoren, wie oben ausgeführt wurde, bereit.
In einem anderen Aspekt dieser Erfindung wird als eine unabhängig vermarktbare Einheit eine implantierbare Befestigungseinrichtung bereitgestellt, um eine Interferometervorrichtung und/oder einen faseroptischen Wellenleiter in einem Schädelknochen zu montieren, vorzugsweise nahe am Ohrkanal.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Weitere Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden offensichtlicher mit der folgenden ausführlichen Beschreibung, wenn sie mit Bezug zu den begleitenden Zeichnungen betrachtet wird, in denen:
1 ein Hörhilfeimplantat gemäß des Standes der Technik zeigt und die auch die wichtigsten Teile des menschlichen Ohres und deren Funktion zeigt;
2 das grundlegende Prinzip eines optischen Mikrofons der vorliegenden Erfindung zeigt;
3 das implantierbare Hauptgehäuse zeigt, das Ansteuer- und Messeinrichtungen, den Signalprozessor und eine Antenne gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt;
4 das Prinzip des Fabry-Perot-Mikrofons zeigt;
5 eine Implantationskonfiguration gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt;
6 eine Knochenfixierung des implantierbaren optischen Mikrofons zeigt;
7A und 7B eine Modifikation des Fabry-Perot-Mikrofons von 4 und sein Arbeitsprinzip während dem Betrieb zeigt;
8A und 8B zwei alternative Ausführungsformen von implantierten Konfigurationen mit zwei Sensoren anstelle eines Sensors in 5 zeigt;
9A und 9B weiterhin Implantationskonfigurationen des Hörhilfeimplantats gemäß der vorliegenden Erfindung zeigen, mit den Sensoren an verschiedenen Orten implantiert;
10A und 10B Modifikationen der Fabry-Perot-Vorrichtung, die in den 7A und 7B veranschaulicht sind, zeigt;
11 eine Ausführungsform für einen implantierbaren optischen Sensor zeigt, der in einer Konfiguration gemäß der 8A verwendbar ist;
12 eine Ausführungsform für die Implantation optischer Vibrationssensoren gemäß den 10A und 10B zeigt, die in einer Konfiguration gemäß der 8B verwendbar ist;
13 ein implantiertes optisches Mikrofon gemäß des Standes der Technik zeigt, das in einer Konfiguration gemäß der 8B verwendbar ist; und
14 eine alternative Implantationskonfiguration mit einem perkutanen optischen Mikrofon gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt.
Ausführliche Beschreibung von Ausführungsformen der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Hörhilfeimplantat, einschließlich eines optischen Mikrofons und einer Fixiereinrichtung zum Fixieren des implantierbaren optischen Mikrofons. Typische implantierbare Hörhilfen sind halbimplantierbar. Weiterhin sind typische implantierbare Mikrofone des Standes der Technik sehr empfindlich auf knochengeleitete knocheninduzierte Vibrationen (Körpergeräusche) und sie nutzen nicht oder in eingeschränktem Umfang den Vorteil der Verstärkung durch das menschliche Ohr. Sie sind ziemlich groß und unflexibel hinsichtlich des Ortes, an dem es im Körper platziert werden kann. Sie können für nachteilige Effekte, wie Hautnekrosen und Cholesteatomen anfällig sein und können den Körper im Fall des Verlustes der Abdichtung Materialien aussetzen, die für den Körper toxisch sind. Die vorliegende Erfindung überwindet diese Einschränkungen durch ein vollständig implantierbares Hörhilfeimplantat, das ein kleines implantierbares optisches Mikrofon und eine Befestigungseinrichtung verwendet, die eine flexible Fixierung des optischen Mikrofons hinsichtlich dem Platzierungsort im Körper zulässt, wobei Hautnekrosen und Cholesteatomen vermieden wird.
2 zeigt das grundsätzliche Prinzip des optischen Mikrofons der vorliegenden Erfindung.
2 zeigt mit Bezugszeichen 1 eine Lichtquelle, mit Bezugszeichen 2 einen optischen Richtungskoppler oder einen Strahlteiler, mit Bezugszeichen 3 einen Sensor, mit Bezugszeichen 4 eine Schallquelle, mit Bezugszeichen 5 eine optische Faser, mit Bezugszeichen 6 einen Detektor und mit Bezugszeichen 7 einen Soundprozessor. Licht, das aus der Lichtquelle 1 emittiert wird, wird über den Strahlteiler 2 in eine optische Faser 5 gekoppelt und wird zum Sensor 3, der am Ende der optischen Faser 5 angebracht ist, übertragen. Das Licht wird im Sensor 3 reflektiert und wird über die optische Faser 5 zurück in den Strahlteiler 2 geführt, welcher das reflektierte Licht in den Detektor 6 leitet. Der Detektor 6 wandelt das Lichtsignal in ein elektrisches Signal um und gibt das elektrische Signal in den Soundprozessor 7 ein. Der Schall, der durch den Sensor 3 empfangen wird, bewirkt, dass die Oberfläche des Sensors 3 vibriert und ändert die Phasenbeziehung zwischen dem einfallenden Licht und dem reflektierten Licht im Sensor 3. Dies führt zu einer Intensitätsmodulation des Lichts, das in dem Sensor 3 reflektiert wird, was in dem Detektor 6 erfasst werden kann.
Die Faser 5 verbindet die Lichtquelle 1 und den Detektor 6 in dem Implantatgehäuse mit dem Sensor 3, der sich an dem Messpunkt befindet.
Als eine Lichtquelle wird vorzugsweise eine Laserdiode und besonders bevorzugt ein oberflächenemittierender Laser mit Vertikalkavität (VCSEL) verwendet. Um die Leistung zu reduzieren, kann die Lichtquelle in einem gepulsten Betrieb verwendet werden. Auf diese Weise kann der Energieverbrauch auf ungefähr 100 μW und weniger reduziert werden. Der VCSEL und der Fotodetektor können auf einer gedruckten Schaltkreisplatte (PCB) integriert werden und können sogar mit dem Soundprozessor auf derselben PCB kombiniert werden, um so eine geringe Größe des implantierbaren Hauptgehäuses zu erreichen.
Das implantierbare Hauptgehäuse eines Cochlear-Implantats wird schematisch in 3 gezeigt. 3 zeigt die Lichtquelle 10, den Strahlteiler 20, den Detektor 60, die optische Faser 50 und den Soundprozessor 70, die bereits in 2 gezeigt wurden, die alle in dem implantierbaren Hauptgehäuse 80 enthalten sind. Eine Durchführung 40 wird verwendet, um die Faserimplantatschnittstelle hermetisch abzudichten. 3 zeigt auch eine elektrische Verbindung 30, die ein Elektrodenarray (nicht gezeigt), das in der Cochlea implantiert ist, mit dem Soundprozessor 70 verbindet. Der Soundprozessor 70 verarbeitet die elektrischen Schallsignale, die von dem Detektor 60 ausgegeben werden und erzeugt Signale für das Elektrodenarray des Cochlear-Implantats. 3 zeigt auch eine Antenne 90, die hauptsächlich verwendet wird, um drahtlos eine interne Batterie (nicht gezeigt) aufzuladen, die notwendig ist, um die Elektronik mit Energie zu versorgen. Die Antenne 90 kann auch verwendet werden, um Konfigurationsdaten zu übertragen, und um eine Rekonfiguration und/oder eine Fernsteuerung der implantierten Komponenten zu erlauben. Da das Implantatgehäuse 80 ziemlich groß ist und der Ort, wo sie platziert werden kann, eingeschränkt ist, ist es vorteilhaft, dass der Sensorteil (nicht gezeigt in 3) des Mikrofons außerhalb des Implantatgehäuses 80 ist. Dadurch kann der Sensor (Schallaufnehmer) flexibel positioniert werden und der Sensor kann an Orten mit einem guten Signal-Rausch-Verhältnis oder mit anderen klinischen Vorteilen platziert werden.
Ein anderer Vorteil dieser Erfindung ist die Abtrennung des biotoxischen Materials, das für die Elektronikseite des Mikrofons verwendet wird, und das Einschließen der Komponenten mit den biotoxischen Materialien in dem hermetisch abgedichteten Hauptgehäuse 80.
Der Sensor könnte an einem Ort positioniert sein, wo er anfällig für Stöße ist. Im Fall, dass der Sensor biotoxische elektronische Komponenten verwenden würde, könnte eine potenziell tödliche Situation entstehen, wenn das Diaphragma aufgrund eines Stoßes bricht. Im Gegensatz dazu hat das Brechen des biokompatiblen Sensors, der in dieser Erfindung offenbart wird, keine nachteiligen Effekte auf die Gesundheit des Patienten, da die Faser selbst vorzugsweise aus biokompatiblem Material, wie z. B. Glasfiber oder ein biokompatibler Plastik, hergestellt wird. Der Sensor kann auch aus biokompatiblen Materialien, wie biokompatiblem Plastik, Glas, Titan, Tantal oder ähnlichen biokompatiblen Materialien und Verbindungen, hergestellt sein.
Ein weiterer Vorteil davon, dass der Sensor ein passives Element wie in der vorliegenden Erfindung ist, ist, dass keine elektrischen Drähte und Wandler benötigt werden, wie in den meisten Mikrofonen des Standes der Technik. Solche Stand-der-Technik-Vorrichtungen erfordern Analog/Digitalwandler (ADC), um Gleichstrom in Wechselstrom umzuwandeln, da Gleichstrom unsicher für den menschlichen Körper ist. Darüber hinaus sind elektromagnetische Felder aufgrund von Wechselstrom in lebendem Gewebe und insbesondere nahe dem Gehirn auch nicht wünschenswert. Darüber hinaus verbrauchen die Analog/Digitalwandler Energie und können Systemstörungen hervorrufen. Diese Nachteile der Mikrofone des Standes der Technik werden mit der vorliegenden Erfindung vermieden, die ein optisches Mikrofon verwendet, deren entfernt liegender Sensorteil keinen elektrischen Strom benötigt.
In der bevorzugten Ausführungsform ist der Sensor ein Fabry-Perot-Sensor, der schematisch in 4 veranschaulicht wird. Der Sensor besteht im Wesentlichen aus zwei parallelen Spiegeln 120 und 160, die durch einen Luftspalt 130 voneinander getrennt sind. Der erste Spiegel 120 ist halbreflektierend, so dass ein Teil des Lichts reflektiert wird, während der andere Teil des Lichtes zu dem zweiten Spiegel 160 durchgeht. Der zweite Spiegel 160 ist eine flexible Membran/Diaphragma mit einer reflektierenden Oberfläche an der Rückseite (der Seite des Luftspalts). Wenn Schallwellen von einer Schallquelle 170 auf die Membran 160 treffen, ändert sich das Interferenzmuster des Lichtes, das zurückgeworfen wird. Dieses kann durch den Detektor erfasst werden und zum Soundprozessor geschickt werden. Die zwei Spiegel 120 und 160 werden von einer Basis 110 mit einem Hohlraum, der den Luftspalt 130 bildet, gehalten. Der Sensor ist an eine optische Faser 150 gekoppelt, die an dem ersten halbreflektierenden Spiegel 120 angebracht ist. Es ist auch möglich, eine polierte Endseite der optischen Faser 150 als den ersten halbreflektierenden Spiegel zu verwenden, und die optische Faser 150 direkt an den Luftspalt 130 des Sensorköpers 110 anzubringen. Die Phasenverschiebung zwischen dem Licht, das an dem halbreflektierenden Spiegel 120 reflektiert wird, und dem dem Licht, das an dem zweiten Spiegel 160 reflektiert wird, ändert sich, wenn die flexible Membran, die als der zweite Spiegel 160 dient, sich aufgrund der Schallwellen bewegt. Wie in der 4 gezeigt ist, kann der Luftspalt 130 eine konische Form aufweisen, um eine Verstärkung aufgrund der Konzentration der Schallenergie zu nutzen.
Wie in 5 gezeigt ist, wird der Sensor 210 in dem externen Teil des Ohrkanals 250 nahe dem Trommelfell 260 platziert. Auf diese Weise nutzt das System die natürliche Verstärkung von 5–20 dB, abhängig von Frequenz und Richtung, und nutzt auch die Richtcharakteristik des Außenohrs. Ein anderer Vorteil ist, dass die Haut in dem Ohrkanal extrem dünn ist. Die Anordnung im Ohrkanal wird als weniger komplex angesehen, verglichen mit einer Anordnung im Mittelohr und Innenohr und reduziert das Risiko der Beschädigung von wichtigen Nerven, wie z. B. dem Gesichtsnerv.
Der Ohrkanal 250 ist in zwei Teile unterteilt. Der knorpelige Teil bildet das äußere Drittel des Kanals und enthält den Knorpel und die Fortsetzung des Knorpelgerüsts der Ohrmuschel. Der knochige Teil bildet die inneren zwei Drittel. Der Sensor wird in dem knochigen Teil fixiert.
In Mikrofonen gemäß des Standes der Technik, wie sie z. B. in der US 6,697,674 beschrieben werden, leidet das Mittelohrmikrofon an nachteiligen Effekten, wie Hautnekrosen und Cholesteatomen. Jedoch sind diese Mikrofone relativ groß mit einem Durchmesser von ungefähr 4,5 mm und sind in Silizium gegossen. Der Sensor und die optische Faser dervorliegenden Erfindung kann viel kleiner gemacht werden. Typischerweise weist ein Faserdurchmesser einen äußeren Durchmesser von 120–380 μm, abhängig vom Fasertyp, auf. Dies verkleinert die Oberfläche, die nicht oder nur eingeschränkt durchblutet ist, was die Haut anfällig für Nekrosen machen würde. Um die Nekrosengefahr weiter zu reduzieren, könnte die Oberfläche, die in Kontakt mit der Haut steht, so behandelt werden, dass die Haut an ihr anhaftet.
Der Sensor in der vorliegenden Erfindung ist im Knochen fixiert in einer biokompatiblen Fixierstruktur aus Metall, wie in 6 veranschaulicht ist. Dies verringert weiter die Nekrosegefahr, da sich der Sensor nicht relativ zur Haut bewegen kann. Um Cholesteatome zu verhindern, muss die Fixierung so ausgelegt werden, dass die Haut nicht in den Mittelohrhohlraum wachsen kann. In der bevorzugten Ausführungsform wird ein Loch durch den Schädelknochen 460 in den Ohrkanal gebohrt. Ein Fixierring 440 (Fixierkörper) mit einem Gewinde 450 wird in dieses Loch geschraubt, bis er bündig mit dem Knochen 460, der zum Ohrkanal zeigt, abschließt. Die Innenseite des Rings ist konisch geformt 430 und passt zur konisch geformten Außenseite des Sensorgehäuses 420. Der Sensor 410 und die optische Faser 470 sind in dem Sensorgehäuse 420 eingebettet. Das Sensorgehäuse 420 schließt auch eine Fixiereinrichtung 480 ein, um das Sensorgehäuse 420 an den Fixierring 440 zu befestigen, z. B. durch eine oder mehrere Schrauben. Der Sensor 410 wird in den Fixierring 440 abgesenkt, bis er durch die konische Seite 430 des Fixierrings 440 blockiert wird. Der Fixierring 440 und der Sensor 410 passen so zusammen, dass das Diaphragma (nicht gezeigt in 6, Bezugszeichen 160 in 4) so passt, dass das Diaphragma des Sensors 410 bündig zur Knochenoberfläche liegt, wobei die Haut in dem Innenohr glatt den Knochen 460, den Fixierring 440 und den Sensor 410 bedeckt. Dadurch wird eine dichte Abdichtung zwischen dem Ohrkanal und dem Mittelohr und/oder andern Hohlräumen erreicht, wodurch verhindert wird, dass Haut in den Ohrkanal wächst.
Da die Hautschicht sehr dünn ist (±0,1 mm) und weil das System den Vorteil der natürlichen Verstärkung von Schall durch das äußere Ohr nutzt, ist das offenbarte implantierbare Mikrofon weit weniger empfindlich auf unerwünschte Körpergeräusche, verglichen mit Subkutanmikrofonen gemäß des Standes der Technik. Wenn das Signal-Rausch-Verhältnis weiter reduziert werden soll, können verschiedene passive und aktive Körpergeräuschunterdrückungstechniken angewendet werden.
Die Hauptprinzipien dieser Störgeräuschunterdrückungstechniken gemäß der Erfindung werden in den 7A und 7B veranschaulicht. Basierend auf dem Sensor, der in 4 veranschaulicht ist, umfasst der Sensor in den 7A und 7B zusätzlich einen flexiblen und halbtransparenten zweiten Spiegel/Diaphragma 520, der zwischen dem reflektierenden und flexiblen ersten Diaphragma 510 und der halbreflektierenden Oberfläche 545 angeordnet ist. Der halbtransparente zweite Spiegel 520 ist ein Diaphragma mit vergleichbarer Steifigkeit wie das erste Diaphragma 510, das mit der Hautschicht 590 belastet ist. Da die Fixiereinrichtung von 6 nicht nötig ist, um die Funktion dieser Ausführungsform zu erklären, wird die Fixierung des Sensors im Knochen 550 in 7A und 7B vereinfacht dargestellt. Deshalb zeigen 7A und 7B den Sensorkörper 530, der in ein Loch des Knochens 550 eingesetzt ist, so dass keine Stufen zwischen dem Sensor und dem Knochen 550 auf der Hautseite 590 des Knochens 550 entstehen. In dem Sensorkörper 530 definieren das flexible reflektierende Diaphragma 510 und die halbreflektierende Oberfläche 545 einen Hohlraum 535, in dem das halbreflektierende zweite Diaphragma 520 angeordnet ist. Das halbreflektierende zweite Diaphragma 520 teilt einen einfallenden Lichtstrahl 570 in einen durchgelassenen Lichtstrahl 572 und einen ersten reflektierten Lichtstrahl 571 auf. Der durchgelassene Lichtstrahl 572 wird durch das erste Diaphragma 510 in einen zweiten reflektierten Lichtstrahl 573 reflektiert. Der zweite reflektierte Lichtstrahl 573 geht durch das zweite Diaphragma 520 durch und läuft durch die Faser 540 als Strahl 574 zurück zum Hauptgehäuse (nicht gezeigt in den 7A und 7B) und interferiert mit dem Strahl 571 abhängig von einer Phasenverschiebung 580.
Wenn der Schall 560 auf das hautbeladene erste Diaphragma 510 fällt, ändert sich eine Phasenverschiebung 580 zwischen dem Licht 573, das an dem ersten Diaphragma 510 reflektiert wurde, und dem Licht 571, das an dem zweiten Diaphragma 520 reflektiert wurde, abhängig von der Schwingung des ersten Diaphragmas 510, die durch die Schallwellen 560 entstehen. Anzumerken ist, dass das Licht 574 auch eine Phasenverschiebung mit dem Licht erzeugt, das an der halbreflektierenden Oberfläche 545 reflektiert wird, obwohl dies nicht in 7A gezeigt ist. Dadurch wird die Lichtintensität des Lichts, das durch die optische Faser 550 zurück zum Detektor (in den 7A und 7B nicht gezeigt) läuft, aufgrund der Schwingung des ersten Diaphragmas 510 moduliert.
Wenn der Sensor aufgrund von knochengeleiteten Vibrationen 555 (Körpergeräusche) beschleunigt wird, werden sowohl das erste Diaphragma 510 als auch das zweite Diaphragma 520 deformiert, wie durch 7B beispielhaft dargestellt wird, während der externe Schall 560 nur das erste Diaphragma 510 bewegt. Die Differenzbewegung des ersten und zweiten Diaphragmas 510 und 520 erfolgt aufgrund der Schwingung durch den externen Schall 560. Nur diese Differenzbewegung erzeugt eine Phasenverschiebung 580, die die Intensitätsmodulation des reflektierten gesamten Lichts verursacht. Dadurch wird das Körpergeräusch in dem Sensor passiv ausgelöscht.
Die passive Störgeräuschunterdrückung kann durch eine aktive Störgeräuschunterdrückung unterstützt werden, die die Signalqualität weiter verbessert und die Sprachverständlichkeit und die Interpretation der akustischen Signale unterstützt. Ein grundsätzliches Prinzip der aktiven Störgeräuschunterdrückung ist die Erzeugung einer Vielzahl von elektrischen Signalen, basierend auf dem erfassten Schall. Die unterschiedlichen Signale werden verwendet für einen adaptiven Algorithmus, um verbesserte Signale zu berechnen, wobei der Vibrationsteil (Körperstörgeräusche) entfernt ist, um den Hörhilfeaktuator, z. B. die Cochlear-Implantatelektroden anzusteuern. Solche Algorithmen können z. B. in dem Soundprozessor 70 von 3 implementiert werden, oder können in zusätzlichen Verarbeitungseinheiten implementiert sein. Die aktive Störgeräuschunterdrückung kann durch verschiedene Maßnahmen erreicht werden:

• In einer Ausführungsform kann ein Polarisationsstrahlteiler verwendet werden, um das von der Lichtquelle ausgegebene Licht in zwei Strahlen mit unterschiedlicher Polarisation aufzuteilen. Diese Lichtstrahlen werden über eine Faser zum Sensor geschickt, der ähnlich zu dem ist, der in den 7A und 7B gezeigt ist. Der Sensor halt einen halbtransparenten ersten Spiegel, der Licht mit der ersten Polarisationsrichtung reflektiert, während das Licht mit der anderen Polarisationsrichtung durchgelassen wird, wo es durch den zweiten Spiegel reflektiert wird. Beide Spiegel sind flexible Diaphragmen. Der Halbtransparente erste Spiegel ist eine flexible Membran mit einer Steifigkeit, die vergleichbar mit der Steifigkeit des zweiten Diaphragmas, das mit der Haut beladen ist, ist. Auf diese Weise wird der erste polarisierte Lichtstrahl verwendet, um nur die Vibration zu messen, während der zweite polarisierte Lichtstrahl sowohl den Schall als auch die Vibration misst. Die zwei Lichtstrahlen werden zu den Fotodetektoren geschickt, der eine erfasst den ersten Lichtstrahl und der andere erfasst den zweiten polarisierten Lichtstrahl. Die Signale der Detektoren werden in einem adaptiven Algorithmus verwendet, um Körperstörgeräusche auszulöschen, während nur eine Lichtquelle, ein Sensor und eine Faser benötigt wird. Alternativ zu dem Strahlteiler könnte ein halbtransparentes Diaphragma mit einer halbreflektierenden Schicht bereitgestellt werden, das nur Licht mit einer bestimmten Polarisation reflektiert. Anzumerken ist für diese Ausführungsform zwei Detektoren nicht unbedingt notwendig sind, um die zwei polarisierten Lichtstrahlen unabhängig voneinander zu detektieren. Ein schaltbarer Filter kann auch verwendet werden, wobei z. B. ein Flüssigkristallfilter zwischen zwei Polarisationsstufen schaltbar ist, das die Transmission von Licht mit unterschiedlichen Polarisationen zulässt. In diesem Fall könnte das System mit gepulstem Timing betrieben werden. Solch eine Konfiguration kann Komponenten einsparen und den Verbrauch von elektrischer Energie. Diese Konfiguration ist nicht in den Figuren gezeigt.
• In einer anderen Ausführungsform können Strahlen mit unterschiedlichen Wellenlängen verwendet werden. Für diesen Zweck können zwei Lichtquellen mit unterschiedlichen Wellenlängen verwendet werden, oder eine Lichtquelle kann verwendet werden, zusammen mit einem Spektralfilter, wie z. B. ein Prisma oder ein Gitter oder ein Farbfilter, der in einem Diaphragma des Sensors integriert sein kann. Diese Konfiguration ist nicht in den Figuren gezeigt.
• In einer anderen Ausführungsform kann der Lichtstrahl in zwei Strahlen aufgeteilt werden und zu zwei unterschiedlichen Sensoren geschickt werden. Einer der Sensoren ist empfindlich für Schall und der andere Sensor ist empfindlich für Vibration. Beispiele für Vibrationssensoren sind mit den 10A, 10B, 11, 12 und 13 gegeben. Implantationskonfigurationen mit zwei unterschiedlichen Sensoren sind in den 8A und 8B gezeigt.
• In einer Variation sind beide Sensoren empfindlich für sowohl Schall als auch Vibration. Jedoch sind die zwei Sensoren so ausgelegt, dass sie eine Phasendifferenz für Schall, aber nicht für Vibration aufweisen. Dies kann auch verwendet werden, den Vibrationsteil zu entfernen. Für diese Anwendung ist es wichtig, dass die zwei Mikrofone in Richtung der Schallausbreitung positioniert werden, und dass es genügend Raum zwischen ihnen gibt. Die Sensoren können implantiert werden, wie es z. B. in den 8A und 8B veranschaulicht ist.
• Anstelle von zwei Lichtstrahlen und/oder Sensoren können auch mehr Strahlen und Sensoren verwendet werden. Die Vielzahl von Sensoren könnten alle in dem Ohrkanal platziert werden, könnten aber auch an anderen Orten, wie z. B. dem Mittelohr, subkutan über der Pinna (Ohrmuschel) und/oder Kombinationen davon platziert werden. Diese Konfigurationen, die mehr als zwei Strahlen/Sensoren verwenden, sind nicht in den Figuren veranschaulicht. Im Allgemeinen können die Sensoren im Mittelohr (8B, 11, 12 und 13), im Ohrkanal (5, 8A und 8B), im Innenohr (9A), an einem subkutanen Ort (9B) oder einem perkutanen Ort (14) platziert werden.

Im Folgenden sollen verschiedene Konfigurationsdetails für die aktive Störgeräuschunterdrückung gemäß der Erfindung in Verbindung mit den 8A, 8B, 9A, 9B, 10A, 10B, 11, 12 und 13 erläutert werden. Die Konfiguration gemäß der 9A und 9B kann auch für eine Ausführungsform der Erfindung verwendet werden, die nur einen Sensor verwendet.
8A und 8B zeigen eine Implantationskonfiguration mit zwei Sensoren. Beide Figuren zeigen ein implantiertes Hauptgehäuse 630 mit einer Antenne 640 zum Übertragen von Daten und Energie, und zwei optische Fasern 620 und 621, die eine Ansteuerungs- und Erfassungseinheit in einem Hauptgehäuse 630 mit zwei Sensoren 610 und 611 verbindet. Einer der Sensoren kann einen Sensor gemäß der Erfindung, wie sie in den 4, 7A oder 7B veranschaulicht ist, sein. Der andere Sensor kann ein Vibrationssensor gemäß der Erfindung sein, wie er in den 10A, 10B, 11, 12 oder 13 veranschaulicht ist. In 8A sind beide Sensoren in dem Ohrkanal 650 implantiert. In 8B ist ein Sensor 611 an dem Ohrkanal 650 implantiert und der andere Sensor 610 ist in dem Mittelohr, z. B. an den Gehörknöchelchen 660 oder dem Trommelfell 670, implantiert. In einer Modifikation könnte der Sensor 610 auch nahe dem Innenohr 680, z. B. nahe dem ovalen Fenster, implantiert sein. Obwohl die Konfiguration gemäß der 8B viel schwieriger zu realisieren ist und höhere Operationsrisiken trägt, nutzt eine Implantation im Mittelohr mehr dem Vorteil der intrinsischen Fähigkeit des Ohrs der Schallverstärkung.
Die 9A und 9B zeigen zusätzliche Möglichkeiten zur Anordnung des optischen Sensors 710. Beide Figuren zeigen ein implantiertes Hauptgehäuse 730 mit einer Antenne 740 zum Übertragen von Daten und Energie und eine optische Faser 720, die eine Ansteuer- und Erfassungseinheit in dem Hauptgehäuse 730 mit dem Sensor 710 verbindet. 9A zeigt eine Anordnung des Sensors 710 am Innenohr 780. 9B zeigt eine Anordnung des Sensors 710 subkutan nahe dem Ohrläppchen. Jeder Ort hat seine eigenen Vorteile und Nachteile und die Position muss gemäß der medizinischen Indikation gewählt werden. Die Position von 9A ist riskant, jedoch hoch effizient im Sinne von Empfindlichkeit und Unempfindlichkeit gegen Körperstörgeräusche. Die Position gemäß der 9B ist leicht erreichbar, aber weniger empfindlich.
Anzumerken ist, dass die Fixiereinrichtung, wie sie in 6 dargestellt ist, in allen Ausführungsformen verwendbar ist, die in 5, 7A, 7B, 8A, 8B, 9A, 9B, 10A und 10B dargestellt sind.
Der optische Sensor, der in 4, 7A und 7B gezeigt ist, könnte auch in einer Modifikation als ein Vibrationssensor, wie in den 10A und 10B veranschaulicht ist, verwendet werden. Sowohl 10A als auch 10B beinhalten eine Basis 830, in der ein Hohlraum ausgebildet ist, und die an einen Endbereich einer optischen Faser 840 angebracht ist. Der Hohlraum schließt einen halbtransparenten ersten Spiegel 820 bzw. 870 und einen zweiten Spiegel 810 bzw. 860 ein. 10A zeigt eine Ausführungsform, worin der zweite Spiegel 810 starr am Boden des Hohlraums 835 in der Basis 830 platziert ist, und der halbtransparente erste Spiegel 820 ist ein flexibles Diaphragma, das in dem Hohlraum in der Basis 830 beabstandet von dem ersten Spiegel 810 platziert ist. Ein Körpergeräusch 885 wird von dem Knochen 880 auf den flexiblen halbtransparenten Spiegel 820 übertragen und deformiert den flexiblen halbtransparenten Spiegel 820. Auf diese Weise ist der Sensor empfindlich für Vibrationen.
Eine Variation des Vibrationssensors gemäß der 10A ist in der 10B gezeigt. In 10B ist der erste halbtransparente Spiegle 870 an der Schnittstelle zwischen dem Hohlraum 835 der Basis 830 und der Endseite der optischen Faser 840 angeordnet. Der zweite Spiegel 860 ist ein flexibler Stab mit einer Masse 861, die daran angebracht ist. Das Gewicht der Masse 861 beeinflusst die Empfindlichkeit des Vibrationssensors. Der Interferenzmechanismus ist mit einfallendem Strahl 851, durchgelassenem Strahl 853, erster und zweiter reflektierter Strahl 852 und 854 ähnlich zu dem, der in 4 erklärt wurde. Diese optischen Vibrationssensoren können in Kombination mit den optischen Mikrofonen, die oben beschrieben wurden (4, 7A, 7B) in einer Zwei-Sensor-Konfiguration, wie sie in den 8A und 8B veranschaulicht sind, verwendet werden, um zusätzliche Signale zur Eliminierung von Körperstörgeräuschen aufzunehmen. Diese Vibrationssensoren können auch in einer Ein-Sensor-Konfiguration, wie sie in den 9A und 12 veranschaulicht sind, verwendet werden, um Vibrationen von sich bewegenden Teilchen im Mittel- oder Innenohr, z. B. den Gehörknöchelchen, verursacht durch externen Schall, zu messen.
11 zeigt eine Modifikation des Sensors gemäß der 4, worin ein Stab 910 an die flexible Membran des optischen Sensors 930, der an der optischen Faser 940 angebracht ist, montiert ist. Der Stab 910 wird verbunden mit den Gehörknöchelchen 920, dem Trommelfell oder dem runden oder ovalen Fenster, wie es in 11 beispielhaft dargestellt ist. Der optische Sensor 930 wird durch eine Fixiereinrichtung 950 an Ort und Stelle gehalten. Auf diese Weise kann der größte Vorteil der natürlichen Verstärkung von 35 dB des menschlichen Ohres genutzt werden. Dieses System wird nicht empfindlich auf körperinduzierte, knochengeleitete Vibrationen sein. Vorsicht ist geboten, den Sensor auf solch eine Weise auszulegen, dass er nicht die Bewegung der Gehörknöchelchenkette einschränkt. Design und die Anordnung der Fixierung ist sehr kritisch, da der Stab zu dem beweglichen Teil, mit dem er verbunden ist, gut ausgerichtet sein muss.
12 veranschaulicht eine andere Ausführungsform, worin ein optischer Vibrationssensor 1010, der mit der optischen Faser 1030, wie er in Verbindung mit den 10A und 10B beschrieben wurde, verbunden ist, mit den Gehörknöchelchen 1020, dem Trommelfell und/oder dem runden oder ovalen Fenster verbunden werden kann. Auf diese Weise kann die auch natürliche Verstärkung von bis zu 35 dB des menschlichen Ohres genutzt werden. Auch in diesem Fall ist Vorsicht geboten, den Sensor auf eine solche Weise auszulegen, dass er nicht die Bewegung der Gehörknöchelchenkette einschränkt. Das System ist jedoch nicht empfindlich auf körperinduzierte knochengeleitete Vibrationen.
In einer Zwei-Sensor-Konfiguration können ein optischer Sensor, wie er in Verbindung mit den 4, 7A und 7B beschrieben wurde, mit einem Sensor gemäß des Standes der Technik, wie in er der US 6,491,644 offenbart wird, kombiniert werden. Eine Anordnung mit solch einem Sensor ist in 13 beispielhaft dargestellt. In 13 wurde der Sensor gemäß der Erfindung zur Vereinfachung der Darstellung weggelassen. In 13 ist am Ende der Faser 1140 eine Linse 1130 in einer Fixierstruktur 1150 montiert. Der Lichtstrahl 1160 verlasst die Linse 1130 und wird durch eine brechende Oberfläche 1110, die auf den Gehörknöchelchen 1120, dem Trommelfell oder dem runden oder ovalen Fenster montiert ist, gebrochen. Auch in diesem Fall kann die natürliche Verstärkung von 35 dB des menschlichen Ohrs verwendet werden. Auch in diesem Fall ist das System nicht empfindlich für körperinduzierte, knochengeleitete Vibration. Diese Variation hat den Vorteil, dass sie nicht oder kaum die Bewegung der Gehörknöchelchenkette beeinflusst. Das Design und die Anordnung der Befestigung von sowohl dem Sensor als auch der brechenden Oberfläche auf die beweglichen Teile ist jedoch sehr kritisch, da sie genau ausgerichtet sein müssen.
Anstelle einer Lichtquelle könnten auch zwei oder mehr Lichtquellen verwendet werden. Anstelle eines VCSELs können andere Arten von Lichtquellen mit ausreichender Kohärenz, wie z. B. Laserdioden, verwendet werden. LEDs können auch verwendet werden oder andere Arten von Lichtquellen, welche an eine Faser gekoppelt werden können und die eingeschränkt Energie verbrauchen. Die Lichtquellen können zwei unterschiedliche Polarisationen oder zwei oder mehr Wellenlängen aufweisen. Anstelle eines Fabry-Perot-Sensors können auch andere Arten von Sensoren verwendet werden. In ihrer einfachsten Form kann nur ein reflektierendes Diaphragma verwendet werden, um Licht zu reflektieren. Die unterschiedliche Weglange wird dann verwendet, um den Schall zu erfassen. Andere Typen von Interferometern können auch verwendet werden, wie z. B. Michelson-Interferometer oder ein Mach-Zehnder-Interferometer, ein Bragg-Gitter, etc. Auch unterschiedliche Arten von Linsen und Sspiegel können verwendet werden, wie z. B. eine Fresnel-Linse. All diese Lösungen können verwendet werden, um die Konzepte, die in dieser Patentanmeldung offenbart sind, zu realisieren.
Eine spezielle Variation ist die Verwendung des optischen Mikrofons als ein perkutanes Mikrofon, das z. B. hinter dem Ohrläppchen platziert wird, wie es in 14 veranschaulicht ist. 14 zeigt ein implantiertes Hauptgehäuse 1230 mit einer Antenne 1240 zum Übertragen von Daten und Energie und eine optische Faser 1220, die eine Aasteuer- und Erfassungseinheit innerhalb des Hauptgehäuses 1230 mit dem Sensor 1210 verbindet. In 14 enthält der Sensor 1210 den Interferenzteil 1250 und steht von der Haut 1290 vor. Der Interferenzteil 1250 ist in dem Knochen 1280 durch eine Fixierung 1270 fixiert, die durch Schrauben 1260 gehalten wird. Ein Vorteil ist, dass Dämpfung und Empfindlichkeit für Körperstörgeräusche eingeschränkt ist, da es nicht von Haut bedeckt ist. Der Vorteil der Verwendung des optischen Sensors ist, dass er sehr klein sein kann, z. B. 0,5 mm, und dass er deshalb ästhetisch zufriedenstellender ist. Ein anderer Vorteil ist, dass alle potenziell biotoxischen Materialien hermetisch in dem Hauptimplantat 1230 abgedichtet sind und dass der Sensor 1210 biosicher sein kann. Sollte aber der Sensor beschädigt werden als Ergebnis einer Einwirkung, gibt es kein Sicherheitsrisiko. Der empfindliche und verletzliche Sensorteil könnte leicht entfernt werden oder während der Aktivitäten, die den Sensor beschädigen könnten, bedeckt werden. Der Sensorteil könnte leicht, falls notwendig, ersetzt werden.
Zusammengefasst umfasst das offenbarte optische Mikrofon einen passiven biokompatiblen Sensorteil, der an einem Messort liegt, welcher durch einen biokompatible Faser mit einem Gehäuse eines Hauptimplantats verbunden ist, das flexibel im Körper angeordnet werden kann. Der Sensor und die Faser sind bei einem guten Signal zu Rauschverhältnis und anderen klinischen Vorteilen extrem klein und flexibel hinsichtlich der Platzierung im Körper. Vorzugsweise wird er in dem Ohrkanal platziert, wo er den Vorteil der natürlichen Verstärkung des äußeren Ohrs nutzen kann. Die Platzierung im Ohrkanal wird als weniger komplex angesehen, verglichen mit der Platzierung im Mittelohr und im Innenohr. Wenn er jedoch im Mittelohr oder im Innenohr platziert wird, kann die natürliche Verstärkung sogar größer sein. Keine elektrischen Drähte und Analog/Digitalwandler zwischen Sensor und Gehäuse werden benötigt, was das Implantat sicherer und energieeffizienter macht. Der Sensor ist vollständig biokompatibel, selbst wenn das Diaphragma aufgrund eines Stoßes zerbrochen wird. Der offenbarte Sensor hat eine hohe Auflösung und kann in Variationen als Eingabevorrichtung für einen adaptiven Algorithmus verwendet werden, um Körperstörgeräusche zu unterdrücken. Aufgrund der kleinen Größe ist das System weniger empfindlich für Hautnekrosen, wenn es subkutan verwendet wird. Die offenbarte Befestigungsmethode reduziert das Risiko von Cholesteatomen. Die Lichtquelle kann in gepulstem Betrieb verwendet werden, wodurch der Energieverbrauch reduziert wird. Der Lichtquellendetektor und alle notwendigen Elektroniken sind relativ klein und können auf derselben gedruckten Schaltung angeordnet werden.

Claims

Hörhilfeimplantat mit einem implantierbaren Hauptgehäuse (80, 230, 630, 730, 1230), wobei das Hörhilfeimplantat Folgendes umfasst: einen faseroptischen Wellenleiter (50, 470, 620, 621, 720, 721, 840, 1220), dessen erstes Ende mit einer Aasteuer- und Messeinrichtung, die in dem impiantierbaren Hauptgehäuse (80, 230, 630, 730, 1230) liegt, verbunden ist, wobei sich der faseroptische Wellenleiter (50, 470, 620, 621, 720, 721, 840, 1220) von dem implantierbaren Hauptgehäuse (80, 230, 630, 730, 1230) erstreckt; gekennzeichnet durch eine Interferometervorrichtung (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711), die an einem zweiten Ende des faseroptischen Wellenleiters (50, 470, 620, 621, 720, 721, 840, 1220) bereitgestellt ist.
Hörhilfeimplantat nach Anspruch 1, worin die Interferometervorrichtung (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) ein Fabry-Perot-Interferometer ist, das Folgendes umfasst: eine Basis (110, 530, 830) mit einem Hohlraum (130, 535, 835), die in Verbindung dem zweiten Ende des faseroptischen Wellenleiters (50, 470, 620, 621, 720, 840, 721, 1220) steht, eine halbreflektierende Oberfläche (120, 535, 820, 870), die in dem Hohlraum (130, 535, 835) liegt, und eine reflektierende Oberfläche (160, 510, 810, 860), die in dem Hohlraum (130, 535, 835) beabstandet von der halbreflektierenden Oberfläche (120, 535, 820, 870) liegt, wobei mindestens entweder die halbreflektierende Oberfläche (120, 535, 820, 870) oder die reflektierende Oberfläche (160, 510, 810, 860) ein flexibles Diaphragma ist.
Hörhilfeimplantat nach Anspruch 2, worin die halbreflektierende Oberfläche (120, 535) in Kontakt mit dem zweiten Ende des faseroptischen Wellenleiters (50, 470, 620, 621, 720, 721, 1220) ist und an einem ersten Ende des Hohlraums (130, 535) angeordnet ist, und die reflektierende Oberfläche (160, 510) ein flexibles und reflektierendes erstes Diaphragma (160, 510) ist, das Schallenergie aufnehmen kann, und das an einem zweiten Ende des Hohlraums (130) angeordnet ist.
Hörhilfeimplantat nach Anspruch 3, worin die Interferometervorrichtung (3, 410, 210, 610, 611, 710, 711) weiterhin ein flexibles und halbreflektierendes zweites Diaphragma (520) umfasst.
Hörhilfeimplantat nach Anspruch 4, worin die Ansteuer- und Messeinrichtung Mittel zum emittieren von Licht (1, 10) und Mittel zum Empfangen von Licht (6, 60) einschließt, wobei das Licht mindestens zwei Teillichtstrahlen mit unterschiedlichen Eigenschaften umfasst, und wobei das zweite Diaphragma (520) ausgelegt, unterschiedlich auf einen ersten und einen zweiten Lichtstrahl der mindestens zwei Teillichtstrahlen zu reagieren.
Hörhilfeimplantat nach Anspruch 5, worin die Eigenschaft der mindestens zwei Teillichtstrahlen aus der Gruppe ausgewählt werden, die aus Wellenlänge und Polarisation besteht.
Hörhilfeimplantat nach einem der Ansprüche 5 bis 6, worin das Mittel zum Empfangen von Licht (6, 60) eine Detektoreinrichtung einschließt, die selektiv den ersten und zweiten Lichtstrahl erfassen kann.
Hörhilfeimplantat nach einem der Ansprüche 3–7, worin der Hohlraum (130) eine konische Form aufweist, wobei das erste Ende des Hohlraums (130, 535) einen kleineren Durchmesser als das zweite Ende des Hohlraums (130, 535) hat.
Hörhilfeimplantat nach Anspruch 2, worin die reflektierende Oberfläche (810) eine starre Fläche ist, die am Boden des Hohlraums (835) in der Basis (830) angeordnet ist, und worin die halbreflektierende Oberfläche (820) ein flexibles Diaphragma ist, das in dem Hohlraum (835) in der Basis (830) beabstandet von der reflektierenden Oberfläche (810) platziert ist.
Hörhilfeimplantat nach Anspruch 2, worin die halbreflektierende Oberfläche (870) an der Schnittstelle zwischen dem Hohlraum (835) der Basis (830) und einer Endseite der optischen Faser (840) liegt, worin die reflektierende Oberfläche (860) ein flexibler Balken ist, worin das Fabry-Perot-Interferometer eine Masse (861) enthält, und worin die Masse (861) an dem flexiblen Balken befestigt ist.
Hörhilfeimplantat nach einem der Ansprüche 1–10, das folgendes umfasst: mindestens zwei faseroptische Wellenleiter (50, 470, 620, 621, 720, 721, 840, 1220), mindestens zwei Interferometervorrichtungen (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711), die jeweils am zweiten Ende von entsprechend einem der mindestens zwei faseroptischen Wellenleiter (50, 470, 620, 621, 720, 721, 840, 1220) bereitgestellt ist, und eine Verarbeitungseinheit, die zur Eliminierung von Körperstörgeräuschen aus den Signalen der mindestens zwei Interferometevorrichtung en (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) ausgelegt ist.
Hörhilfeimplantat nach Anspruch 11, worin mindestens eines der mindestens zwei Interferometervorrichtungen (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) eine Interferometervorrichtung (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) gemäß den Ansprüchen 3 oder Anspruch 4 ist, und das andere der mindestens zwei Interferometervorrichtungen (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) eine Interferometervorrichtung (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) gemäß Anspruch 9 oder Anspruch 10 ist.
Hörhilfeimplantat nach Anspruch 11, worin die mindestens zwei Interferometervorrichtungen (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) Interferometervorrichtungen (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) gemäß Anspruch 4 sind.
Hörhilfeimplantat nach irgendeinem der Ansprüche 1 bis 13, worin die Ansteuer- und Messeinrichtung mindestens eine Laserdiode vom VCSEL-Typ als Lichtquelle (1, 10) einschließt.
Hörhilfeimplantat nach irgendeinem der Ansprüche 1 bis 14, worin das Hörhilfeimplantat eine Fixiereinrichtung zur Montage der Interferometervorrichtung (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) und/oder des zweiten Endes des faseroptischen Wellenleiters (50, 470, 620, 621, 720, 721, 1220) in einem Schädelknochen (460) einschließt, wobei die Fixiereinrichtung Folgendes umfasst: einen ersten Körper (440) mit einem externen Gewinde (450), das in den Schädelknochen (460) eingeschraubt werden kann, und der ein konisch geformtes Durchgangsloch (430) aufweist; und einen zweiten Körper (420), der an dem ersten Körper (440) befestigt werden kann, der einen konisch geformten Endbereich aufweist, so dass der zweite Körper (420) spielfrei in das konisch geformte Durchgangsloch (430) des ersten Körpers (440) passt, wobei die Interferometervorrichtung (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) und/oder das zweite Ende des faseroptischen Wellenleiters (50, 470, 620, 621, 720, 721, 1220) in dem zweiten Körper 420) eingebettet sind.
Hörhilfeimplantat nach irgendeinem der Ansprüche 1 bis 15, worin das Hörhilfeimplantat einen Cochlear-Implantat (342) einschließt.
Implantierbares Fabry-Perot-Mikrofon (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711), das Folgendes umfasst: eine Basis (110, 530) mit einem Hohlraum (130), ein halbreflektierender Spiegel (120, 535), der mit einem Ende eines faseroptischen Wellenleiters (50, 470, 620, 621, 720, 721, 1220) verbindbar ist, und der an einem ersten Ende des Hohlraums (130) angeordnet ist, und ein flexibles und reflektierendes erstes Diaphragma (160, 510), das Schallenergie aufnehmen kann und das an einem zweiten Ende des Hohlraums (130) angeordnet ist.
Implantierbares Fabry-Perot-Mikrofon (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) nach Anspruch 17, wobei das Fabry-Perot-Mikrofon weiterhin ein flexibles und halbreflektierendes zweites Diaphragma (520) umfasst.
Implantierbares Fabry-Perot-Mikrofon (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) nach Anspruch 17 oder Anspruch 18, worin das zweite Diaphragma (520) ausgelegt ist, dass es auf einen ersten und einen zweiten Lichtstrahl mit unterschiedlichen Eigenschaften unterschiedlich reagiert.
Implantierbares Fabry-Perot-Mikrofon (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) nach einem der Ansprüche 17–19, worin der Hohlraum (130) eine konische Form aufweist, wobei das erste Ende des Hohlraums (130) einen kleineren Durchmesser als das zweite Ende des Hohlraums (130) aufweist.
Implantierbarer Fabry-Perot-Vibrationssensor, der Folgendes umfasst: eine Basis (830) mit einem Hohlraum (835), die in Verbindung mit einem zweiten Ende eines faseroptischen Wellenleiters (840) steht, eine halbreflektierende Oberfläche (820), die in dem Hohlraum (835) liegt, und eine reflektierende Oberfläche (810), die in dem Hohlraum (835) beabstandet von der halbreflektierenden Oberfläche (820) angeordnet ist, wobei die reflektierende Oberfläche (810) eine starre Fläche ist, die am Boden des Hohlraums (835) in der Basis (830) angeordnet ist, und worin die halbreflektierende Oberfläche (820) ein flexibles Diaphragma ist, das in dem Hohlraum (835) in der Basis (830) gegenüberliegend der reflektierenden Oberfläche (810) platziert ist.
Implantierbarer Fabry-Perot-Vibrationssensor, der Folgendes umfasst: eine Basis (830) mit einem Hohlraum (835), die in Verbindung mit einem zweiten Ende eines faseroptischen Wellenleiters (840) steht, eine halbreflektierende Oberfläche (870), die in dem Hohlraum (835) liegt, und eine reflektierende Oberfläche (860), die in dem Hohlraum (835) beabstandet von der halbreflektierenden Oberfläche (870) angeordnet ist, wobei die halbreflektierende Oberfläche (870) an der Schnittstelle zwischen dem Hohlraum (835) der Basis (830) und einer Endseite der optischen Faser (840) liegt, wobei der Fabry-Perot-Vibrationssensor eine Masse (861) einschließt, und wobei die reflektierende Oberfläche (860) ein flexibler Balken mit der Masse (861), die daran angebracht ist, ist.
Implantierbare Befestigungseinrichtung zum Montieren einer Interferometervorrichtung (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) und/oder eines faseroptischen Wellenleiters (50, 470, 620, 621, 720, 721, 1220) in einem Schädelknochen (460), worin die Fixiereinrichtung Folgendes umfasst: einen ersten Körper (440) mit einem externen Gewinde (450), das in den Schädelknochen (460) einschraubbar ist, und der ein konisch geformtes Durchgangsloch (430) aufweist; und einen zweiten Körper (420), der an dem ersten Körper (440) befestigt werden kann, der einen konisch geformten Endbereich aufweist, so dass der zweite Körper spielfrei in das konisch geformte Durchgangsloch (430) des ersten Körpers (440) passt, wobei die Interferometervorrichtung (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) und/oder das zweite Ende des faseroptischen Wellenleiters (50, 470, 620, 621, 720, 721, 1220) in den zweiten Körper (420) eingebettet werden können.
Implantierbares Fabry-Perot-Mikrofon (3, 210, 410, 610, 611, 710, 711) nach Anspruch 19, wobei die Eigenschaften des ersten und des zweiten Lichtstrahls aus der Gruppe ausgewählt werden, bestehend aus Wellenlänge und Polarisation.