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Die Erfindung betrifft eine Hörprothese und ein Verfahren zum Ausgleich von Hörverlusten oder Hörstörungen mit einer solchen Hörprothese. Diese Hörprothese weist zumindest einen außerhalb des Ohres oder im Außenohr positionierbaren Schallwandler zur Umwandlung akustischer Signale in Informationssignale, z. B. elektrische Signale, sowie eine in das Innenohr innerhalb der Hörschnecke implantierbare Stimulationseinrichtung auf, die eine Vielzahl von in einer Reihe angeordneten Stimulationselemente aufweist, mit denen in Abhängigkeit von den die Schallfrequenzen repräsentierenden Signalen unterschiedliche räumliche Bereiche innerhalb der Cochlea stimulierbar sind. Eine solche Hörprothese bzw. die in die Hörschnecke implantierbare Stimulationseinrichtung wird auch als Cochlea-Implantat bezeichnet.
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Vor dem Hintergrund eines sehr großen Bevölkerungsanteils mit Hörschädigungen und aufgrund der starken Beeinträchtigung der Betroffenen besteht in der Praxis ein besonders großes Interesse an Hörgeräten bzw. Hörprothesen. Bei intaktem Hörvermögen sammelt die Ohrmuschel die Schallwellen aus der Umgebung und leitet diese durch den Gehörgang zum Trommelfell, welches zum Schwingen angeregt wird. Diese Schwingungen werden über das Mittelohr auf eine Flüssigkeit im Innenohr bzw. in der Gehörschnecke (Cochlea) übertragen. Durch Bewegung der Flüssigkeit werden feine Haarzellen innerhalb der Cochlea ausgelenkt und dabei werden (bioelektrische) Nervenimpulse ausgelöst, die über den Hörnerv an das Gehirn weitergeleitet werden, so dass im Gehirn die Hörwahrnehmung entsteht.
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Konventionelle Hörgeräte arbeiten elektroakustisch und folglich mit akustischer Verstärkung. Dieses Prinzip funktioniert jedoch dann nicht mehr, wenn in der Cochlea keine bioelektrischen Signale mehr erzeugt werden können.
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In solchen Fällen können Cochlea-Implantate bzw. Cochlea-Implantat-Systeme helfen, die einerseits einen außerhalb des Ohres oder im Außenohr positionierbaren Schallwandler zur Umwandlung von Schall in elektrische Signale und andererseits eine innerhalb der Hörschnecke implantierbare Stimulationseinrichtung aufweisen. Eine solche Stimulationseinrichtung weist eine Vielzahl von in einer Reihe angeordneten Stimulationselementen (z. B. Elektroden) auf, mit denen in Abhängigkeit von den die Schallfrequenzen repräsentierenden Signalen unterschiedliche räumliche Bereiche in der Cochlea stimulierbar sind. Durch die direkt in die Cochlea implantierte Stimulationseinrichtung (die z. B. elektrische Elektroden aufweisen kann) werden die Nerven im Innenohr bzw. der Hörnerv direkt stimuliert. Auf diese Weise können Sprache und Geräusche wieder wahrgenommen werden. Das Funktionsprinzip solcher Cochlea-Implantate beruht auf der sogenannten „Tonotopie“ der Cochlea. In der Cochlea werden die von außen kommenden mechanischen Schwingungen in neuronale Impulse umgewandelt, und zwar anatomisch geordnet nach Frequenz. Verschiedene räumlich verteilte Bereiche innerhalb der Cochlea sind für die Wahrnehmung unterschiedlicher Frequenzen verantwortlich. Hohe Frequenzen werden am äußeren Ende verarbeitet, tiefe Frequenzen am inneren Ende der schneckenartig ausgebildeten Cochlea. In der Hörbahn wird diese anatomische Sortierung nach Frequenz bis in verschiedene Bereiche des Gehirns beibehalten. In der Cochlea ist das System der Haarzellen folglich so geordnet, dass jede hörbare akustische Frequenz ihren spezifischen Ort der maximalen Empfindlichkeit hat. Dadurch ist jedem Ort auf der sogenannten Basilarmembran eine bestimmte Frequenz zugeordnet. In der Cochlea erfolgt daher eine „Frequenz-Orts-Abbildung“, die auch als „Tonotopie“ bezeichnet wird. Diese Funktionsweise der Cochlea wird bei Cochlea-Implantaten ausgenutzt.
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So sind z. B. Cochlea-Implantate bekannt, die auf elektrischer Stimulation basieren („electrical stimulation cochlea implants“). Die einzelnen Stimulationselemente werden folglich von Elektroden gebildet. Der Schall wird in elektrische Impulse umgewandelt, so dass die implantierten Elektroden direkt in der Cochlea den Hörnerv (Innenohr) stimulieren. Aufgrund der Leitfähigkeit des umgebenden Gewebes werden durch die elektrischen Impulse unerwünscht mehrere Nerven angeregt, die für das Hören unterschiedlicher Frequenzen verantwortlich sind. Damit wird die Selektivität des Hörens, die innerhalb der Cochlea erzeugt werden soll, stark reduziert.
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Alternativ sind Cochlea-Implantate bekannt, die auf dem Prinzip der Lichtstimulation und optogenetischer Aktivierung beruhen. Dabei wird statt der Elektroden ein Array von Laserdioden in die Cochlea implantiert. Mit Hilfe der Laserstrahlen lässt sich der gewünschte Ort (am Hörnerv) gezielt stimulieren. Das Laserlicht kann in kurzen Abständen ohne direkten Kontakt an der gewünschten Stelle positioniert werden, um den Hörnerv zu bestrahlen. Die Selektivität des Hörens wird dadurch gegenüber Cochlea-Implantaten mit Elektroden deutlich erhöht. Die Frequenzauflösung ist aber immer noch begrenzt, da die Fokussierung des Lichtes im Gewebe nicht möglich ist. Im Übrigen müssen die Nervenzellen zunächst künstlich auf Licht sensibilisiert werden, um die Aktivierung mit Licht zu ermöglichen.
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Insgesamt zeichnen sich Cochlea-Implantate der eingangs beschriebenen Art, bei denen eine Stimulationseinrichtung in die Hörschnecke implantiert wird, durch erhebliche Vorteile gegenüber konventionellen Hörgeräten aus. Die derzeit verfügbaren Systeme mit Cochlea-Implantaten, die entweder mit Elektroden oder mit Laserdioden arbeiten, weisen jedoch deutliche Nachteile auf. - Hier setzt die Erfindung ein.
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Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Hörprothese der eingangs beschriebenen Art mit implantierbarer Stimulationseinrichtung zu schaffen, die ein verbessertes Hörempfinden bzw. Hörerlebnis ermöglicht.
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Zur Lösung dieser Aufgabe lehrt die Erfindung bei einer gattungsgemäßen Hörprothese der eingangs beschriebenen Art, dass die Stimulationseinrichtung als Ultraschalleinrichtung mit einer Vielzahl von (in einer Reihe) innerhalb der Hörschnecke angeordneten Ultraschallelementen ausgebildet ist, wobei mit einzelnen Ultraschallelementen oder mit Gruppen von Ultraschallelementen verschiedene räumliche Bereiche innerhalb der Cochlea bzw. verschiedene räumliche Bereiche des Hörnervs stimulierbar sind.
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Die Erfindung geht zunächst von der Erkenntnis aus, dass Hörverluste auch bei Schädigungen in der Cochlea durch Cochlea-Implantate ausgeglichen werden können, indem eine räumlich selektive Reizung der Nervenzellen in der Cochlea vorgenommen wird. Während jedoch bei herkömmlichen Cochlea-Implantaten eine Reizung mit elektrischen oder optischen Impulsen erfolgt, werden die Nerven bzw. Nervenzellen erfindungsgemäß mit Ultraschallstrahlung stimuliert, und zwar durch eine in die Hörschnecke implantierbare bzw. implantierte Ultraschalleinrichtung, die eine Vielzahl von in einer Reihe angeordneten Ultraschallelementen aufweist, so dass mit den einzelnen Ultraschallelementen verschiedene räumliche Bereiche in der Cochlea bzw. verschiedene räumliche Bereiche der Hörnerven stimuliert werden. Dabei basiert die Erfindung auf der wissenschaftlich fundierten Erkenntnis, dass sich Nervenzellen und insbesondere auch die Hörnerven durch Ultraschallimpulse gezielt stimulieren lässt, wobei das Aktionspotenzial als elektrische Aktivität der Zelle erzeugt wird. Es wird mit kurzen Ultraschallimpulsen niedriger Energie und mit verhältnismäßig niedrigen Frequenzen gearbeitet, und zwar bei niedriger Pulswiederholungsfrequenz.
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Eine Hörprothese, die mit gepulster Ultraschallstrahlung arbeitet, ist zwar bereits aus der
WO 2016/174065 A1 bekannt. Bei diesem Stand der Technik wird jedoch ohne eine implantierte Stimulationseinrichtung gearbeitet, sondern die bekannte Hörprothese wird vollständig im Außenohr oder außerhalb des Ohres platziert und die Ultraschallstrahlung wird von außen in den Bereich der Cochlea eingestrahlt. Bei diesem Stand der Technik soll folglich explizit auf ein Implantat verzichtet werden. Demgegenüber wird erfindungsgemäß eine implantierte Stimulationseinrichtung realisiert, die jedoch im Gegensatz zu den herkömmlichen Cochlea-Implantaten mit einer Ultraschallstimulation arbeitet. Es wird folglich ein bevorzugt linienförmiges Array mit einer Vielzahl von Ultraschallwandlern eingesetzt, die sich im Gegensatz zu Elektroden in sehr kurzen Abständen zueinander und mit Abstand zu den Nerven positionieren lassen, so dass nicht die bei Elektroden bestehenden Probleme hinsichtlich der Leitfähigkeit des Gewebes auftreten. Mit den einzelnen Ultraschallwandlern lassen sich gezielt die räumlich verteilten Nerven bestrahlen und stimulieren und damit - wie bei herkömmlichen Cochlea-Implantaten - die Tonotopie der Cochlea ausnutzen. Da sich das Ultraschallfeld im Gewebe - im Gegensatz zu Licht - sehr scharf und mit hoher Auflösung fokussieren lässt, lassen sich die Nerven gezielt stimulieren. Dadurch wird eine Frequenzselektivität erreicht, die mit herkömmlichen Implantaten, die mit Elektroden oder mit Licht arbeiten, nicht erreicht werden kann.
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Grundsätzlich besteht die Möglichkeit, die Ultraschalleinrichtung mit einer Vielzahl von einzelnen Ultraschallelementen so auszugestalten, dass jedes einzelne Ultraschallelement für die Stimulation eines bestimmten räumlichen Bereiches innerhalb der Cochlea bestimmt ist. In einer bevorzugten Ausführungsform werden die einzelnen Ultraschallpulse jedoch durch Überlagerung mehrerer von mehreren Ultraschallelementen erzeugten Ultraschallwellen erzeugt bzw. gesteuert, und zwar bevorzugt durch Variation der Phasen der einzelnen Ultraschallwellen. Damit nutzt die Erfindung das „Phased-Array-Prinzip“ bzw. das „Prinzip der verschobenen Phasen“ aus, das z. B. aus dem Bereich der medizinischen Sonografie bekannt ist. Die einzelnen Elemente bzw. eine Gruppe von Elementen werden mit unterschiedlichen Phasen bzw. unterschiedlichen Zeiten angesteuert, so dass sich die Wellenfront nicht gerade, sondern unter einem bestimmten Winkel ausbreitet. Mit Hilfe von mehreren Ultraschallelementen lässt sich folglich ein lenkbarer und fokussierter Ultraschallstrahl erzeugen, so dass sich sowohl die Richtung als auch der Ort des Fokus variabel einstellen lässt bzw. je nach Bedarf in den Bereich der gewünschten Nervenzellen bewegen lässt. Ein für eine bestimmte Stimulation erzeugter Ultraschallstrahl wird folglich durch mehrere Ultraschallelemente bzw. eine Gruppe von Ultraschallelementen erzeugt und variabel eingestellt. Dazu ist es zweckmäßig, wenn die Ultraschalleinrichtung eine Vielzahl von in einer Reihe angeordneten Ultraschallquellen bzw. Ultraschallwandlern aufweist, die jeweils einzeln ansteuerbar sind. Bevorzugt werden jeweils mehrere nebeneinander angeordnete Ultraschallquellen zu Gruppen zusammengefasst, wobei es sich entweder um fest zugeordnete oder auch dynamisch (über eine Software) veränderbare Gruppen handelt. So ist z. B. möglich, ein linienförmiges Array von 15 bis 25, z. B. 22 Gruppen mit jeweils 10 bis 20, z. B. 16 Ultraschallelementen zu realisieren. Die Zuordnung in diese Gruppen kann jedoch durch Programmierung der Steuerung dynamisch variiert werden.
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Es ist zweckmäßig, wenn die Ultraschalleinrichtung linienförmig als Linien-Array mit einer Länge von z. B. mehr als 20 mm, vorzugsweise mehr als 30 mm ausgebildet ist, wobei die Länge bevorzugt an die typische Länge der Cochlea angepasst ist. Das Array kann eine Vielzahl von in einer Reihe angeordneten Ultraschallquellen aufweisen, z. B. mehr als 20 Ultraschallquellen, vorzugsweise mehr als 100 Ultraschallquellen, z. B. auch mehr als 200 Ultraschallquellen, die z. B. in der beschriebenen Weise in festen oder auch dynamisch veränderbaren Gruppen zusammengefasst sind bzw. zusammen fassbar sind.
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Von besonderer Bedeutung ist dabei die Tatsache, dass sich solche Ultraschall-Arrays mit einer Vielzahl von Ultraschallelementen miniaturisiert herstellen und einsetzen lassen, so dass eine hohe Selektivität und insbesondere Frequenzselektivität erreichbar ist. Außerdem weisen die Elemente- anders als bei Elektroden - keinen Kontakt zu den jeweiligen Nervenzellen auf.
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Unter Berücksichtigung der Tatsache, dass sich Nervenzellen besonders gut mit Ultraschallstrahlung niedriger Frequenz von z. B. 250 kHz bis 650 kHz stimulieren lassen, wird in einer ersten Ausführungsform der Erfindung vorgeschlagen, Ultraschallstrahlung mit einer (konstanten) Ultraschallfrequenz von 200 bis 800 kHz, z. B. 250 bis 650 kHz als Stimulationsfrequenz einzusetzen. Die einzelnen Ultraschallelemente des Ultraschall-Arrays erzeugen folglich jeweils Ultraschallstrahlung bzw. -wellen mit einer solchen (konstanten) Stimulationsfrequenz. Wichtig ist, dass die Stimulationsfrequenz im Betrieb der Hörprothese konstant bleibt bzw. konstant bleiben kann, da die akustische Information nicht über die Ultraschallfrequenz, sondern über die räumlich gezielte Ansteuerung der einzelnen Elemente zur räumlich selektiven Stimulation der Nerven innerhalb der Cochlea erreicht wird.
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Die Ultraschallfrequenz, für die die Ultraschallelemente des Ultraschall-Arrays ausgelegt sind, bedingt jedoch zugleich auch die minimale Dimension der einzelnen Ultraschallelemente, denn die minimale Dicke bzw. Breite des Wandlers entspricht der Hälfte der Ultraschallwellenlänge, so dass die Miniaturisierung der Ultraschallelemente in Abhängigkeit von der Ultraschallfrequenz begrenzt ist und dadurch wird auch die Möglichkeit begrenzt, eine Vielzahl von Ultraschallelementen innerhalb der Cochlea anzuordnen, was wiederum die Selektivität reduziert.
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Davon ausgehend wird in einer zweiten, bevorzugten Ausführungsform der Erfindung vorgeschlagen, Ultraschallstrahlung mit einer (konstanten) Ultraschallfrequenz als Grundfrequenz einzusetzen, welcher durch Amplitudenmodulation eine (konstante) Stimulationsfrequenz aufgeprägt ist, die niedriger als die Grundfrequenz ist. So kann z. B. Ultraschallstrahlung mit einer höheren Ultraschallfrequenz von mehr als 1 MHz, z. B. 1 MHz bis 50 MHz, vorzugsweise 5 MHz bis 20 MHz als Grundfrequenz eingesetzt werden. Diese Ausgestaltung hat den Vorteil, dass sich Ultraschallelemente mit sehr kleiner Dimension einsetzen lassen, so dass insbesondere ein linienförmiges Ultraschall-Array mit einer Vielzahl von einzelnen Ultraschallelementen realisierbar ist, welches zu einer hohen Frequenzauflösung der Hörprothese führt. Da jedoch die Möglichkeit begrenzt ist, Nervenzellen innerhalb der Cochlea mit Ultraschallstrahlung dieser hohen Frequenz zu stimulieren, wird diese Ultraschallstrahlung mit der hohen Grundfrequenz amplitudenmoduliert, und zwar mit einer (konstanten) Modulationsfrequenz, die der optimalen Stimulationsfrequenz für die Nervenzellen entspricht, z. B. 100 kHz bis 900 kHz, vorzugsweise 200 kHz bis 700 kHz, z. B. 250 kHz bis 650 kHz. Werden die Ultraschallelemente folglich auf eine Grundfrequenz von lediglich 10 MHz ausgelegt, so entspricht dieses einer halben Wellenlänge in einer Größenordnung von etwa 80 µm, so dass sich ein Ultraschall-Array aus extrem kleinen Ultraschallelementen realisieren lässt. Damit wird es besonders einfach möglich, ein Implantat mit einer Länge von z. B. 20 mm bis 40 mm zur Verfügung zu stellen, dass mit mehr als 100, vorzugweise mehr als 200 einzelnen Ultraschallquellen ausgerüstet ist. Dieses ermöglicht zum einen eine besonders selektive Stimulation und zum anderen wird durch diese Konstruktion das oben beschriebene Phased-Array-Prinzip besonders gut realisierbar. Die Anwendung des Phased-Array-Prinzips hat wiederum den Vorteil, dass sich die Anzahl der einzelnen Ultraschallquellen optimieren bzw. minimieren lässt.
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Erfindungsgemäß lässt sich jedoch durch die beschriebene Amplitudenmodulation des Hochfrequenzsignals mit einem Signal niedriger Frequenz eine Stimulation der Nervenzellen innerhalb der Cochlea realisieren, da der hohen Grundfrequenz von z. B. 10 MHz die Stimulationsfrequenz von z. B. 250 bis 650 kHz aufgeprägt wird. Dieses Prinzip wird in der Figurenbeschreibung näher erläutert. Wichtig ist jedoch, dass die Amplitudenmodulation nicht dazu dient, der Ultraschallfrequenz schallabhängige Informationen aufzuprägen, sondern diese Informationen werden über die räumliche Verteilung abgebildet.
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Bei der konstruktiven Ausgestaltung und Installation der gesamten Hörprothese lässt sich zum Teil auf Erkenntnisse zu den bekannten Cochlea-Implantaten auf Basis von Elektroden oder Laserdioden zurückgreifen. So ist es zweckmäßig, außerhalb des Ohres oder im Außenohr einen Schallwandler, z. B. ein Mikrofon, einzusetzen, welcher die akustischen Signale in Informationssignale und insbesondere elektrische Signale umwandelt. Die Stimulationseinrichtung, die erfindungsgemäß nicht mehr als Elektrodenträger mit Stimulationselektroden, sondern als Ultraschalleinrichtung mit Ultraschallelementen ausgebildet ist, wird in die Cochlea implantiert. Es ist möglich, die erforderliche Ultraschallelektronik bzw. den Ultraschalltreiber ebenfalls in der Ultraschalleinrichtung vorzusehen und in die Cochlea zu implantieren, d. h. die Stimulationseinrichtung, die sich dann aus dem Ultraschall-Array und dem Ultraschalltreiber zusammensetzt, könnten das Implantat bilden. Zusätzlich ist ein Signalprozessor bzw. Sprachprozessor erforderlich, der entweder im Außenohr oder außerhalb des Ohres angeordnet werden kann oder optional auch in das Implantat integriert werden kann. Auch die Energieversorgung kann entweder im Außenohr oder außerhalb des Ohres angeordnet werden oder optional mit in das Implantat integriert werden. In einer bevorzugten Ausführungsform werden jedoch nicht nur die Energieversorgung, sondern auch der Signalprozessor bzw. Sprachprozessor und der Ultraschalltreiber außerhalb des Ohres oder im Außenohr vorgesehen, so dass sie bevorzugt nicht Gegenstand der Ultraschalleinrichtung sind und folglich nicht in das Implantat selbst integriert werden. Es ist folglich nicht nötig, die elektronischen Komponenten (Sprachprozessor, Ultraschalltreiber) in die Cochlea zu integrieren. Das Implantat selbst nimmt folglich im Wesentlichen bzw. nur die Ultraschalleinrichtung mit den Ultraschallelementen und folglich Ultraschallquellen auf. Damit lässt sich ein besonders kompaktes Implantat realisieren, das sich sehr komfortabel implantieren lässt. Ein weiterer Vorteil ist, dass bei den außerhalb des Ohres oder im Außenohr angeordneten Komponenten, z. B. Energieversorgung und Sprachprozessor auf herkömmliche Komponenten zurückgegriffen werden kann, die für herkömmliche Hörprothesen mit Implantaten auf Basis von Elektroden verwendet werden. Es ist dann lediglich zweckmäßig, den Sprachprozessor an die erfindungsgemäße Technologie, das heißt die Ultraschalltechnik anzupassen, so dass statt einer Elektrodensteuerung der Sprachprozessor um einen entsprechenden Treiber für die Ultraschall-Array-Steuerung erweitert wird.
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Stets ist eine Verbindung zwischen den einzelnen Komponenten erforderlich, die über Kabel oder auch kabellos realisiert werden kann. Auch dabei kann auf bekannte Erkenntnisse zurückgegriffen werden, indem z. B. außerhalb des Ohres eine Sendespule mit Magnet angeordnet ist und in der Cochlea am oder innerhalb des Implantates eine Empfangsspule realisiert ist, so dass sowohl die Informationen als auch optional die erforderliche Energie kabellos in den Bereich des Implantates übertragen werden kann. Optional können aber auch operativ elektrische Verbindungen zwischen den Komponenten im Außenohr bzw. außerhalb des Ohres einerseits und in der Cochlea und folglich im Bereich des Implantates andererseits verlegt werden.
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Von besonderer Bedeutung ist im Rahmen der Erfindung eine optimale Kodierung, d. h. eine optimale Umwandlung der akustischen Information in eine (räumliche) Steuerung der Ultraschallstrahlung. Dazu muss zunächst das durch das Mikrofon erzeugte elektrische Signal in geeigneter Weise analysiert werden, um die gewünschte zeitliche bzw. spektrale Information zu erlangen, wobei diese Information insbesondere die Frequenz bzw. gleichzeitig mehrere Frequenzen, die Amplitude (für die entsprechenden Frequenzen) und die Dauer (der entsprechend einzelnen Frequenzen) umfasst.
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Die Kodierung der Frequenz erfolgt unter Berücksichtigung der beschriebenen Tonotopie der Cochlea. Wie bereits beschrieben bewirken bei einem realen Hörprozess Schallwellen Wanderwellen in der Scala vestibuli, die sich über die Reissnersche Membran auf die Scala media und schließlich auf die Scala tympani übertragen. Diese Wanderwelle hat ihre maximale Amplitude an einem bestimmten Ort der Basilarmembran. Dieser Ort ist von der Frequenz des Tones abhängig und liegt für hohe Frequenzen nahe am ovalen Fenster und für tiefe Frequenzen in der Nähe des Helicotremas. Tongemische werden an der Basilarmembran aufgespreizt, was auch als Frequenzdispersion bezeichnet wird. Die Kodierung der Frequenz bzw. der Frequenzen erfolgt folglich in die Position bzw. die Positionen der dazu verantwortlichen Gruppen von Ultraschall-Array-Elementen, die zur Stimulation von Neuronen bzw. Neuren aktiviert werden. Wie viele Gruppen aktiviert werden, hängt von der Anzahl der gleichzeitig aktiven Frequenzen im analysierten Audiosignal ab. Die Aktivierung erfolgt durch die Erzeugung einer Folge mehrerer Ultraschallpulse (sogenannter Stimulations-Bursts). Darauf wird in der Figurenbeschreibung näher eingegangen.
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Ferner lässt sich die Amplitude des Tones kodieren. Die Amplitude eines Tones wird beim Hörprozess durch die Aktionspotenzialfrequenz des ersten Neurons der Hörnervenfaser kodiert. Aus einer großen Amplitude resultiert ein sehr hohes präsynaptisches Rezeptorpotenzial, das zu einer sehr hohen Aktionspotenzialfrequenz führt. Die Aktionspotenzialfrequenz sättigt jedoch bei mehreren 100 Hz, so dass auf diese Art und Weise nur Töne mit einem Schalldruckpegel von weniger als 50 dB kodiert werden können. Um jedoch Schallamplituden von bis zu 120 dB verarbeiten zu können, haben die Haarzellen des Corti-Organes Kontakt zu Neuronen mit unterschiedlichen Erregungsschwellen. Die Anzahl der Neuronen, die erregt werden, ist abhängig von der Höhe des Schalldruckpegels. Je höher der Schalldruckpegel, desto mehr Neuronen werden von den Haarzellen aktiviert. Das Gehirn wertet die von unterschiedlichen Neuronen kommenden Impulse aus und gewinnt so Informationen über die Amplitude eines Tones. Abhängig von der Information über die Amplitude kommend aus dem Audio-Analyzer werden ähnlich wie beim realen Hören, mehrere Neuronen innerhalb eines Stimulationszyklus nacheinander - für das Gehirn gleichzeitig - stimuliert. Das heißt, dass in den ersten 50 ms der Wartezeit eine Ultraschall-Array-Gruppe theoretisch, wenn nötig, über 100 benachbarte Neuronen stimulieren kann, um die Amplitude des Signales zu erreichen. Das Gehirn nimmt die niedrigste Frequenz im Signal wahr, diese aber mit einer hohen Amplitude. Insofern gelingt eine Kodierung der Amplitude über die Stimulation von Nerven in der unmittelbaren Nähe.
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Die erfindungsgemäße Hörprothese, die mit einem Cochlea-Implantat mit Ultraschallstimulation ausgerüstet ist, zeichnet sich durch mehrere Vorteile gegenüber den herkömmlichen Cochlea-Implantaten aus. So lässt sich vor allem eine besonders hohe Stimulationsauflösung erreichen, und zwar bevorzugt bei Anwendung von Phased-Ultraschall-Arrays. Außerdem ist der in der Cochlea realisierte Abstand des Implantates zu den jeweils zu stimulierenden Neuronen unkritisch, da der für die Stimulation benötigte Fokusabstand elektronisch eingestellt werden kann. Erfindungsgemäß lässt sich nicht nur eine hohe Frequenzselektivität erreichen, sondern auch die Amplitude des Tones optimal berücksichtigen, und zwar durch die Stimulation von benachbarten Neuronen, um so die Werte der entsprechenden Hörschwelle für jede Frequenz zu erhöhen. Dadurch lässt sich in allen Frequenzbereichen das Hörerlebnis realistisch abbilden. Dieses ist z. B. auch für das Verständnis einer Sprache relevant, bei der es nicht nur entscheidend auf die Frequenz, sondern auch auf Amplituden ankommt, z. B. in der Mandarin-Sprache. Das bei herkömmlichen Implantaten bestehende Problem der Begrenzung der Anzahl wirksamer Stimulationskanäle aufgrund der Überlappung elektrischer Felder von Elektroden tritt bei dem erfindungsgemäßen Ultraschallimplantat nicht auf. Die Ultraschallfelder weisen in weichem Gewebe einen sehr starken Kontrast auf und es ist eine optimale Fokussierung mit hoher Auflösung möglich.
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Ein weiterer Vorteil ist die Möglichkeit, das Implantat biokompatibel zu implantieren. Bei herkömmlichen Implantaten mit Elektroden müssen diese zur elektrischen Kontaktierung aus Metall hergestellt werden. Dieses führt zum Verwachsen der Elektroden mit dem umliegenden Gewebe und der Beschädigung der Neuronen. Bei dem erfindungsgemäßen Implantat ist es durch Mikrosystemtechnologie möglich, alle Komponenten, d. h. insbesondere das Ultraschall-Array und die Kontaktelektroden in einer biokompatiblen Hülle, z. B. einer Polymerhülle zu integrieren, so dass ein Austausch bei Bedarf ohne Verletzungen des umgebenden Gewebes möglich ist.
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Die Erfindung betrifft im Übrigen nicht nur die beschriebene Hörprothese, sondern auch ein Verfahren zum Ausgleich von Hörverlusten oder Hörstörungen mit einer solchen Hörprothese in der beschriebenen Art.
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Im Folgenden wird die Erfindung anhand von Zeichnungen näher erläutert, die lediglich ein Ausführungsbeispiel darstellen. Es zeigen
- 1 schematisch stark vereinfacht eine erfindungsgemäße Hörprothese,
- 2 eine Hörschnecke mit einem erfindungsgemäßen Cochlea-Implantat,
- 3 ein Ultraschall-Array mit Phased-Array-Prinzip
- 4A bis D Ultraschallsignale, die mit der erfindungsgemäßen Hörprothese erzeugt werden in verschiedenen Darstellungen und
- 5 eine grafische Darstellung der Tonotopie der Cochlea.
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In den Figuren ist eine erfindungsgemäße Hörprothese zum Ausgleich von Hörverlusten und Hörstörungen dargestellt. Diese Hörprothese weist zumindest einen Schallwandler 1 (z. B. ein Mikrofon zur Umwandlung akustischer Signale in elektrische Signale) auf, der außerhalb des Ohres oder im Außenohr A befestigt wird. Außerdem weist die Hörprothese zumindest eine Stimulationseinrichtung 2 auf, die im Innenohr (I), nämlich innerhalb der Hörschnecke 3 implantiert wird, die auch als Cochlea bezeichnet wird. Die Stimulationseinrichtung 2, die eine Vielzahl einzelner Stimulationselemente 4 aufweist, bildet ein Cochlea-Implantat oder ist wesentlicher Bestandteil eines solchen Cochlea-Implantates. Bei herkömmlichen Stimulationseinrichtungen sind diese Stimulationselemente als Elektroden ausgebildet, so dass in Abhängigkeit von den akustischen Signalen verschiedene Bereiche der Cochlea (z. B. der Basilarmembran) stimuliert werden. Mit den Stimulationselementen 4 werden folglich in Abhängigkeit von den die Schallfrequenzen repräsentierenden Informationssignalen unterschiedliche räumliche Bereiche innerhalb der Cochlea 3 stimuliert.
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Dabei basiert eine solche Hörprothese auf dem in 5 illustrierten Zusammenhang zwischen einer räumlichen Anordnung der „ausgerollten“ Basilarmembran 5 und der entsprechenden Frequenz. Bei einem gesunden Ohr werden die von außen aufgenommenen Schallwellen über das Trommelfell auf das Innenohr I und folglich in die Hörschnecke 3 (Cochlea) übertragen. Die in der Cochlea 3 angeordnete Flüssigkeit lenkt die Basilarmembran 5 aus, welche die Cochlea 3 in zwei Kammern teilt. Die Ausbreitungsrichtung a der erzeugten Wanderwelle auf der Basilarmembran 5 und das ovale Fenster 6 sind angedeutet. Die Bewegung der Basilarmembran 5 führt zur Bewegung von Haarzellen, wobei das System der Haarzellen anatomisch bedingt so angeordnet ist, dass jede hörbare akustische Frequenz ihren spezifischen Ort der maximalen Empfindlichkeit hat. Dieses ist in 5 angedeutet. Diese Frequenz-Orts-Abbildung wird auch als Tonotopie der Cochlea 3 bezeichnet. Dieses Prinzip machen sich Cochlea-Implantate zunutze, indem dort räumlich verteilte Bereiche über die räumlich verteilten Stimulationselemente 4 stimuliert werden.
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Während die Stimulationselemente bei herkömmlichen Cochlea-Implantaten z. B. als Elektroden für eine elektrische Stimulation ausgebildet sind, ist die Stimulationseinrichtung 2 erfindungsgemäß als Ultraschalleinrichtung 2 mit einer Vielzahl von in einer Reihe angeordneten Ultraschallelementen 4 ausgebildet, wobei die einzelnen Ultraschallelemente oder Gruppen von Ultraschallelementen verschiedene räumliche Bereiche innerhalb der Cochlea mit Ultraschallwellen 11 stimulieren. Dieses ist insbesondere in 2 dargestellt.
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Zusätzlich zu dem Schallwandler bzw. Mikrofon 1 weist die Hörprothese einen Signalprozessor bzw. Sprachprozessor 7 auf, der ebenfalls im Außenohr A oder außerhalb des Ohres angeordnet sein kann. Ferner ist eine geeignete Energieversorgung 8 vorgesehen. Über eine lediglich angedeutete elektrische Verbindung 9 sind diese Komponenten mit dem im Innenohr I angeordneten Implantat und folglich der Ultraschalleinrichtung 2 verbunden, die insbesondere das Array aus Stimulationselementen 4 aufweist. Der für die Steuerung des Ultraschall-Arrays verwendete Ultraschalltreiber kann bevorzugt außerhalb des Ohrs oder im Außenohr realisiert werden und z. B. in den Sprachprozessor 7 integriert oder mit diesem kombiniert werden. Jedenfalls ist es zweckmäßig, die erforderliche Elektronik zur Steuerung des Ultraschall-Arrays nicht in das Implantat zu integrieren, sondern außerhalb des Implantats zu realisieren, so dass sich das Implantat sehr kompakt realisieren lässt. Die Verbindung zwischen den Komponenten außerhalb des Ohres und dem Implantat kann z. B. elektromagnetisch über eine nicht dargestellte Sendespule und eine entsprechende Empfangsspule realisiert sein. Jedenfalls weist das Implantat 2 eine Vielzahl von einzelnen Ultraschallelementen 4 auf, die gemäß 2 linienförmig als Array ausgebildet sind und sich durch die Hörschnecke 3 entlang der Basilarmembran 5 erstrecken, so dass mit den durch die Elemente 4 erzeugten Ultraschallstrahlen bzw. -wellen 11 die einzelnen räumlichen Bereiche innerhalb der Cochlea 3 bzw. der Basilarmembran 5 stimulierbar sind.
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Die einzelnen Miniatur-Ultraschallwandler 4 können innerhalb des Ultraschall-Arrays in Gruppen organisiert sein, so können z. B. 22 Gruppen mit jeweils 16 Ultraschallelementen realisiert sein, wobei diese Gruppen fest vorgegeben oder auch softwaretechnisch zusammengefasst sein können. Über die statische oder dynamische Anordnung von Gruppen besteht die Möglichkeit, Ultraschallpulse durch Überlagerung einzelner Ultraschallwellen 11 einzelner Ultraschallelemente räumlich exakt zu positionieren und/oder zu fokussieren, und zwar nach dem Prinzip der überlagerten Phasen („Phased-Array-Prinzip“). Dieses ist in 3 vereinfacht dargestellt. So lassen sich die einzelnen Elemente innerhalb einer Gruppe von Elementen variabel mit unterschiedlichen Phasen ansteuern, so dass sich die Wellenfront 12 nicht gerade, sondern unter einem bestimmten Winkel ausbreitet. Mit Hilfe der Ultraschallelemente lässt sich damit der Ultraschallpuls gezielt und fokussiert auf einen exakt definierten Bereich innerhalb der Cochlea 3 bzw. der Basilarmembran 5 fokussieren.
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Grundsätzlich besteht die Möglichkeit, Ultraschallstrahlung mit einer Ultraschallfrequenz von z. B. 250 kHz bis 650 kHz als Stimulationsfrequenz S zu verwenden, da sich Nervenzellen besonders gut mit Ultraschallstrahlung einer solchen niedrigen Frequenz stimulieren lassen. In dem dargestellten Ausführungsbeispiel nach 4A bis D wird jedoch Ultraschallstrahlung mit einer höheren Ultraschallfrequenz als Grundfrequenz eingesetzt, der durch Amplitudenmodulation eine Stimulationsfrequenz aufgeprägt ist, die wiederum deutlich niedriger als die Grundfrequenz ist. Während 4A eine Periode eines Ultraschallpulses mit der Stimulationsfrequenz S zeigt, ist in 4B eine solche Periode eines Ultraschallpulses mit einer Ultraschall-Grundfrequenz G dargestellt, die deutlich höher als die Stimulationsfrequenz ist, z. B. 10 MHz. Dieser Grundfrequenz G ist gemäß 4B die Stimulationsfrequenz S durch Amplitudenmodulation aufgeprägt. Diese Ausgestaltung hat den großen Vorteil, dass die einzelnen Ultraschallelemente 4 des Implantates 2 für die Erzeugung von Ultraschallwellen 11 mit der hohen Grundfrequenz von zum Beispiel 10 MHz ausgelegt sind, so dass extrem kleine Ultraschallwandler 4 eingesetzt werden können, denn die Miniaturisierung der Ultraschallelemente 4 ist durch die Ultraschallfrequenz bzw. die Wellenlänge der Ultraschallstrahlung begrenzt. Um dennoch eine optimale Stimulation der Nerven auf Basis der Stimulationsfrequenz S zu ermöglichen, wird mit der dargestellten Amplitudenmodulation gearbeitet, so dass die Nerven optimal auf die Ultraschallstrahlung reagieren, obwohl diese mit einer hohen Grundfrequenz G erzeugt wird.
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Wichtig ist jedoch, dass sowohl die Grundfrequenz G als auch die Stimulationsfrequenz S fest vorgegeben werden können bzw. im Betrieb konstant sind, so dass auch die Amplitudenmodulation konstant bleibt und über diese Modulation keine Schallinformation übertragen wird. Die Schallinformation wird - im Gegensatz zu herkömmlichen Hörgeräten - ausschließlich über die räumliche Ausrichtung der Ultraschallpulse in Abhängigkeit von der Tonotopie der Cochlea abgebildet.
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Ein geeigneter Ultraschallpuls P setzt sich bevorzugt aus einer Vielzahl der in 4A und B dargestellten Perioden (mit jeweils der Periodendauer T1) zusammen, und zwar z. B. aus etwa 80 solcher Perioden. Dieses ergibt sich aus einer vergleichenden Betrachtung der 4B und 4C. Während in 4B die Periodendauer T1 von 1,5 µs bis 4 µs (je nach Stimulationsfrequenz von 250 kHz bis 650 kHz) dargestellt ist, zeigt 4C einen Puls P mit einer Pulslänge T2 von 0,1 ms bis 0,4 ms, der sich aus z. B. 10 bis 100 Zyklen gemäß 4B zusammensetzt. Ein solcher Puls P wird z. B. auch als „Burst“ bezeichnet. Aus einer vergleichenden Betrachtung der 4C und 4D ist erkennbar, dass für eine optimale Stimulation mehrere solcher Ultraschallpulse P bzw. Bursts, z. B. 3 bis 5 Ultraschallpulse P erzeugt werden, und zwar mit einer Wiederholungsrate von etwa 10 Hz bzw. in einem Abstand von z. B. T3 = 100 ms. In 4D ist folglich eine Situation dargestellt, bei der 3 bis 5 Ultraschallpulse P mit jeweils einem Abstand T3 von etwa 100 ms für die Stimulation eines bestimmten räumlichen Bereiches in der Cochlea erzeugt werden, wobei jeder dieser in 4D dargestellten Pulse P die Struktur nach 4C hat und wobei jede einzelne Periode in 4C wiederum die Struktur nach 4B hat.
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Interessant ist dabei die Tatsache, dass in den zeitlich zwischen den einzelnen Pulsen P liegenden Zeiträumen gemäß 4D andere Regionen stimuliert werden können, z. B. benachbarte Regionen und damit lässt sich insbesondere auch die Amplitude des Schallsignales in der bereits beschriebenen Weise kodieren.
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So besteht insbesondere die Möglichkeit, in der in 4D zwischen den einzelnen Pulsen P angedeuteten „Wartezeit“ eine Vielzahl von benachbarten Neuronen zu stimulieren, um die Amplitude des Signals abzubilden. Das Gehirn nimmt dann die niedrigste Frequenz im Signal wahr, diese aber mit einer hohen Amplitude.
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Insgesamt gelingt durch die erfindungsgemäße Ultraschalltechnik sowohl eine einwandfreie Kodierung der Frequenz als auch eine einwandfreie Kodierung der Amplitude der Töne, ohne dass jedoch die Ultraschallstrahlung bzw. die Ultraschallpulse selbst hinsichtlich Frequenz oder Amplitude variiert werden müssen, denn die gesamte Transformation der Information des Schallsignals erfolgt durch entsprechende räumliche Steuerung der Ultraschallpulse in der beschriebenen Weise.
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Erfindungsgemäß lässt sich ein sehr kompaktes Implantat in die Cochlea integrieren, das auf Ultraschalltechnik basiert, so dass die beschriebenen Vorteile gegenüber herkömmlichen Cochlea-Implantaten erreicht werden.
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Die in 2 lediglich angedeutete Ultraschalleinrichtung bzw. deren Komponenten können bevorzugt in eine biokompatible Hülle integriert sein, die in den Figuren nicht dargestellt ist.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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