DE3034394C2 - - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine Anordnung zur elektrischen Stimulation des Gehörnervs mit einer in die Cochlea implantierten Mehrkanalelektrode, einer aus einer Sendeeinrichtung und einer Empfängereinrichtung und einer Einrichtung zur Demodulation bestehenden Übertragungsstrecke, wobei bei der Sendeeinrichtung das Eingangsschallsignal durch ein Mikrophon in ein elektrisches Signal umgewandelt wird, dieses Signal über wenigstens ein Bandfilter entweder auf ein vorgegebenes Frequenzband beschränkt oder in eine Mehrzahl von Frequenzbändern aufgeteilt wird und das (die) Bandfilterausgangssignal(e) als Modulationssignal(e) eines hochfrequenten Trägers über eine Sendespulenanordnung zu der implantierten Empfängereinrichtung und der Einrichtung zur Demodulation des (der) Frequenzbandes(bänder) geleitet wird (werden).

Die theoretischen Grundlagen für eine derartige Anordnung sind z. B. aus Schindler et al. "Multielctrode Intracochlear Implants", Arch.Otolaryngol., Vol. 103, Dez. 1977, bekannt, die eine räumlich lokalisierte Stimulation des Hörnervs von Katzen beschreiben, oder auch aus Clark und Hallworth, "A Multiple-Electrode Array for Cochlear Implant", J.Laryngol, Otol., 90/7, 1976. Letztere zeigen eine Cochleaelektrode, die auf einem flachen flexiblen Trägermaterial aufgebrachte Dünnfilmstrukturen besitzt. Auch Anordnungen wie Bündel dünner Drähte wurden verwendet und zur elektrischen Stimulation direkt im Hörnerv nach seinem Austritt aus der Cochlea verwendet.

Eine Anordnung der eingangs erwähnten Art ist nun aus der DE 28 11 120 A1 bekannt, bei welcher jedoch die einzelnen Kanäle nacheinander immer mit derselben Frequenz adressiert werden. Dies hat den entscheidenden Nachteil, daß immer nur bestimmte Regionen jeweils für sich mit immer derselben Frequenz stimuliert werden und hierdurch kein Tonhöhenkontinuum erzeugt werden kann, welches jedoch eine wesentliche Voraussetzung für die Verständlichkeit ist.

Desweiteren beschreiben sowohl die EP-A1 00 01 915 als auch die DE 28 23 798 B1 implantierbare Mehrkanal-Hörhilfen basierend auf der elektrischen Stimulation des Hörnervs und verwenden hierzu Schaltungen mit aktiven Bauelementen. Die mit all diesen Anordnungen erzielbare Sprachverständlichkeit kann jedoch bei weitem noch nicht als optimal bezeichnet werden.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, die Anordnung der eingangs erwähnten Art derart weiterzubilden, daß eine hohe Verständlichkeit erreicht werden kann. Dies wird gemäß der Erfindung dadurch erreicht, daß die Übertragungsstrecke eine Frequenzmultiplexübertragungsstrecke ist, und daß Sende- und Empfangsrichtung jeweils eine gesonderte Spule für jedes der Frequenzbänder aufweist. Hierdurch ist es möglich, die Frequenz des Modulationssignals zu variieren, wodurch ein im wesentlichen natürlicher Höreindruck entsteht und somit ein hohes, insbesondere offenes Sprachverständnis erreicht wird.

In Weiterbildung der Erfindung kann von den vorhandenen Kanälen lediglich einer im Dauerbetrieb belegt sein. Dies hat den Vorteil, daß jene Cochlearegion ausgewählt werden kann, bei welcher das Nervenfaserüberleben noch am größten ist.

Um von Lageänderungen zwischen Sende- und Empfangsspulen, wie sie z. B. durch Kopf- oder Kanalbewegungen bedingt auftreten, unabhängig zu werden, können in weiterer Ausgestaltung der Erfindung die Spulen der Sendeeinrichtung bzw. die Spulen der Empfangseinrichtung Teile von auf wenigstens jeweils eine Trägerfrequenz abgestimmten Schwingkreisen sein.

Bei einigen Patienten hat sich gezeigt, daß sich bei Variation der Frequenz des Modulationssignals eine Tonhöhenänderung nur für Frequenzen von ca. 1000 Hz ergibt, deshalb ist es zweckmäßig das Frequenzband der Sprache in einen unter 1000 Hz gelegenen Frequenzbereich zu tranformieren. Hierzu kann in Weiterbildung der Erfindung die Anordnung so getroffen werden, daß die Sendeeinrichtung der Übertragungsstrecke pro Kanal eine Frequenztransformationsschaltung enthält, die einen Impulsgenerator umfaßt, dessen Ausgangsfrequenz vom Ausgangssignal des Bandpaßfilters bestimmt ist und dessen Ausgangssignalamplitude von der Amplitude des Ausgangssignals des Bandpaßfilters bestimmt ist. Eine einfachere schaltungstechnische Aufgabe kann bei dieser Ausführungsform der Erfindung erzielt werden, wenn der Impulsgenerator ein monstabiler Multivibrator ist, bei welchem die Breite der Ausgangsimpulse von der Amplitude der Ausgangssignale des Bandpaßfilters steuerbar ist.

Eine besondere vorteilhafte Ausführungsform der Erfindung besteht darin, daß die Empfangsspulen zu Gruppen zusammengefaßt sind, und daß zur Minimierung der Gegeninduktivität die Spulen jeder Gruppe einander teilweise überlappend angeordnet sind. Hierdurch wird trotz der erforderlichen räumlich kompakten Ausbildung des Implantates eine ausreichende Entkopplung der Kanäle erzielt. Um auch eine räumlich kompakte Ausbildung des die Sendeeinrichtung tragenden Ohrhakens möglich zu machen, hat es sich bei Gewährleistung der Kanalentkopplung als zweckmäßig erwiesen, wenn in Weiterbildung der Erfindung von der der Anzahl von Empfangsspulen innerhalb einer Gruppe entsprechenden Zahl an Spulen der Sendeeinrichtung nur eine als Sendespule ausgebildet und induktiv mit den Empfangsspulen der jeweiligen Gruppe gekoppelt ist.

Ferner hat es sich bei einigen Patienten gezeigt, daß ein hohes Sprachverständnis dann erreicht werden kann, wenn das Sprachsignal nicht in Impulse umgesetzt wird, sondern in analoger Form zur Modulation herangezogen wird. Hierfür ist es zweckmäßig die Erfindung so weiterzubilden, daß die Sendeeinrichtung der Übertragungsstrecke pro Kanal eine Einrichtung zur Dynamikbereichkompression, eine Einrichtung zur Kompensation der Lautstärkeabhängigkeit von der Frequenz und einen Sender zur Modulation eines Trägersignales mit dem durch die Dynamikbereichskompression und durch die Einrichtung zur Kompensation der Lautstärkeabhängigkeit von der Frequenz verarbeiteten analogen Schallsignal enthält.

Abhängig von der an einem Patienten ermittelten Charakteristik des prothetischen Gehörs führen verschiedene Einrichtungen zur Dynamikbereichskompression zu optimalen Ergebnissen. So kann in Ausgestaltung der Erfindung die Einrichtung zur Dynamikbereichskompression elektronische Bauteile mit nichtlinearer Kennlinie, einen logarithmischen Verstärker, eine Hintereinanderschaltung, bestehend aus einer Frequenztransformationsschaltung, einem logarithmischen Verstärker, einer Filterschaltung und einer Frequenzrückumsetzschaltung oder einen geregelten Verstärker enthalten.

Zur Erzielung einer ausreichenden hohen Güte der Sendespule, welche einen weiteren Beitrag zur Unwirksamkeit von Lageänderungen zu Sende- und Empfangsspulen liefert, ist es zweckmäßig, wenn in Weiterbildung der Erfindung jeder Kanal der Sendeeinrichtung einen nichtsättigenden Leistungsverstärker enthält. Dieser Leistungsverstärker kann basismoduliert sein, was den Vorteil einer geringeren Leistungsaufnahme hat, oder er kann emittermoduliert sein, was zu einer größeren Linearität der Übertragung führt.

Zur Beherrschung noch größerer Lageänderungen zwischen Sende- und Empfangsspule können in weiterer Ausgestaltung der Erfindung die Sende- und Empfangskreise kritisch gekoppelt sein.

Das erfindungsgemäß erzielbare hohe Sprachverständnis sowie eine Implantation ohne wesentliche Zerstörung der Cochlea kann in Weiterbildung der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise dadurch gewährleistet werden, daß die Mehrkanalelektrode einen länglichen, biokompatiblen Gießkörper besitzt, in dessen Innerem sich eine Mehrzahl von Drähten befinden, von denen jeder Draht in einem Elektrodenkontakt endet, und die Elektrodenkontakte an der Oberfläche des Gießkörpers angebracht sind.

Die Gefahr einer Zerstörung der Cochlea bei der Implantation der Mehrkanalelektrode kann gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung noch dadurch weiter herabgesetzt werden, daß jeder Draht vor dem Gießvorgang gewellt wird, um die Biegsamkeit des Gießkörpers bei seiner Einführung in die Cochlea zu verbessern.

Um eine noch weitgehende Entkoppelung der Kanäle zu erreichen können gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung die Elektrodenkontakte so positioniert sein, daß die Cochlea ihrer Frequenzanordnung entsprechend stimulierbar ist. Hierdurch können in besonders einfacher Weise Feldüberlappungen in der Cochlea vermieden werden.

Nachstehend ist die Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beispielsweise erläutert. Es zeigt

Fig. 1 ein schematisiertes Schnittbild durch ein menschliches Gehörorgan sowie die Plazierung der vorliegenden Erfindung;

Fig. 2 ein elektrisches Blockschaltbild einer bevorzugten Ausführung des externen Schallprozessor-Senders als Teil des Mehrfrequenz-Systems zur Verbesserung der elektrischen Stimulation des Gehörs;

Fig. 3 ein elektrisches Schaltbild einer bevorzugten Ausführung einer Mehrkanal-Empfangseinrichtung als Teil des Mehrfrequenz-Systems zur Verbesserung der elektrischen Stimulation des Gehörs;

Fig. 4 eine schematisierte Darstellung zur Verdeutlichung zweier möglicher gemoetrischer Anordnungen von Empfangsspulen entsprechend einer Ausführungsform der Erfindung;

Fig. 5 eine Darstellung einer Mehrkanal-Cochlearelektrode als Teil des Mehrfrequenz-Systems zur Verbesserung der elektrischen Stimulation des Gehörs;

Fig. 6 eine schematisierte Darstellung einer menschlichen Cochlea zur Verdeutlichung ihrer Tonhöhenspezifität. Die Zahlen repräsentieren jene Frequenz in Hz, die an einem bestimmten Ort entlang der Cochlea eine maximale Aktivität in den abführenden Nervenfasern hervorruft;

Fig. 7 einen schematisierten Schnitt durch eine Mehrkanal- Cochleaelektrode entsprechend der Erfindung;

Fig. 8 eine perspektivische Darstellung einer Gießform zur Herstellung der Mehrkanalelektrode gemäß Fig. 7;

Fig. 9a eine alternative Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Mehrkanalelektrode;

Fig. 9b die Einführung der Elektrode aus Fig. 9a;

Fig. 10 ein elektrisches Blockschaltbild eines externen Schallprozessors/ Senders;

Fig. 11 ein elektrisches Schaltbild einer bevorzugten Ausführung der Schaltung zur Dynamikbereichkompression auf Fig. 10 und

Fig. 12 ein elektrisches Schaltbild einer bevorzugten Ausführungsform des Senders gemäß Fig. 10.

Im Normalfall werden Schallwellen durch das Außenrohr 10 ans Trommelfell 12 geleitet, welches mit den Gehörknöchelchen 14 des Mittelohres in Verbindung steht und diese in Bewegung setzt, wodurch die Schnecke 16 angeregt wird. Die Cochlea (Schnecke) ist ein schneckenhausförmiges Gebilde mit ca. 2 ½ Windungen. Sie enthält einen oberen Kanal 18, die sogenannte Scala vestibuli, und einen unteren Kanal 20, die Scala tympani. Zwischen den beiden Scalen befindet sich der Ductus cochlearis 22. In den beiden flüssigkeitsgefüllten Scalen entstehen, hervorgerufen durch einfallende Schallwellen, Flüssigkeitswellen, die durch die Wandlerfunktion des Innenohres elektrische Impulse auslösen, welche von Nervus acusticus 24 zum Gehirn weitergeleitet und als Höreindrücke interpretiert werden.

In Menschen mit vollständiger sensorineuraler Taubheit wandelt das Innenohr die einfallenden Schallwellen nicht in elektrische Signale um, die zum Gehirn weitergeleitet werden könnten. Aus diesem Grunde dient das der vorliegenden Erfindung zugrundeliegende Stimulationssystem der direkten elektrischen Stimulation der Cochlea.

Das System beinhaltet einen Mehrkanal-Schallprozessor/ Sender 30, der am Körper getragen werden kann. Der Sender ist mit dem implantierten Empfänger gekoppelt. Die Kopplung geschieht vorzugsweise induktiv mit Hilfe der Spulen 36 und 38, welche mit dem Schallprozessor/Sender 30 in Verbindung stehen und Spulen 32 und 34, welche Teil der implantierten Empfangseinrichtung sind.

Wie in der Folge detaillierter beschrieben, erzeugt der Schallprozessor/Sender 30 eine Mehrzahl von Trägersignalen, welchen eine Reihe von Signalen aus dem hörbaren Frequenzbereich aufmoduliert sind. Die Sendesignale werden von der implantierten Empfangseinrichtung aufgenommen und demoduliert. Das demodulierte Signal steht durch die Drähte 42 und 44 mit der Mehrkanalelektrode 46 in Verbindung, welche in die Cochlea implantiert ist. Die Mehrkanalelektrode enhält an ihrer Oberfläche eine Mehrzahl von Elektrodenkontakten, die einer örtlich selektiven Stimulation der Cochlea entsprechend deren Frequenzanordnung dienen.

In einer bevorzugten Ausführungsform enthält das Mehrfrequenz-System vier Kanäle entsprechend vier Frequenzbändern, in die der Hörbereich aufgeteilt wird.

Fig. 2 ist ein elektrisches Blockschaltbild einer Ausführung des Schallprozessor/Senders, in der dieser vier Kanäle entsprechend 0,25-0,5 kHz, 0,5-1,0 kHz, 1,0-2,0 kHz und 2,0-4,0 kHz enthält. Der Aufbau jedes Kanales wird in Form eines Blockschaltbildes für Kanal 1 verdeutlicht. Jeder Kanal enthält ein Bandpaßfilter 50, abgestimmt auf das gewünschte Frequenzband (z. B. 0,25-0,5 kHz für Kanal 1). Am Eingang des Filters 50 liegt ein Audiosignal, das vom Mikrophon 52 aufgenommen und durch einen geregelten Verstärker 54 verstärkt wurde. Hinter dem Verstärker 54 umfaßt das Signal noch einen weiten Frequenzbereich, wie in 55 verdeutlicht, nach dem Durchgang durch das Bandpaßfilter 50 ist der Frequenzbereich, wie in 57 angedeutet, eingeschränkt. In den Kanälen zur Verarbeitung der tieferen Frequenzen können Schaltungen zur Signalverzögerung angebracht werden, die der Nachahmung der im gesunden Ohr vorhandenen Zeit, die die Wanderwelle über die Länge der Cochlea benötigt, dienen.

Das Signal 57 wird dann durch einen Komparator 58 geschickt, wodurch ein begrenztes Signal 59 entsteht, das in seinen Nulldurchgängen mit den Nulldurchgängen von Signal 57 übereinstimmt.

Das begrenzte Signal 59 wird an einen Frequenzspannungswandler 60 geleitet, welcher eine veränderliche Gleichspannung erzeugt, die zur Frequenz des Signales 59 proportional ist. Der Frequenzspannungswandler enthält geeignete Baugruppen, wie z. B. einen monostabilen Multivibrator, der vom Signal 59 getriggert wird, um Pulse gleicher Pulsbreite zu erzeugen, die die gleiche Wiederholrate wie die Pulse aus Signal 59 besitzen. Der Ausgang des monostabilen Multivibrators steht mit einem Tiefpaßfilter in Verbindung, das eine veränderliche Gleichspannung abgibt, die der Pulsrate proportional ist.

Das Spannungssignal am Ausgang des Wandlers 60 wird dann an einen Spannungsfrequenzwandler 62 gelegt, etwa einen spannungsgesteuerten Oszillator, dessen Ausgangssignal 63 aus einer Folge von Pulse besteht, die eine konstante Pulsbreite besitzen und deren Pulsfolgefrequenz der den Oszillator kontrollierenden Spannung entspricht.

Die Pulsfolgefrequenz des Signales 63 kann innerhalb eines gewissen Bereiches, etwa 40 und 400 Hz liegen, während das Bandpaßfilter einen größeren oder kleineren Frequenzbereich herausfiltern kann.

Wie noch ausführlicher beschrieben werden wird, kann der Hörnerv Wiederholfrequenzen im stimulierenden Signal unter ca 400 Hz am besten erkennen. Aus diesem Grunde wird die oben beschriebene Transformation des vom Bandpaßfilter herausgefilterten Frequenzbandes in den für den Hörnerv bestgeeigneten Bereich niedriger Frequenzen vorgenommen. Dieser Bereich liegt in vielen Fällen zwischen 40 und 400 Hz, kann aber auch erheblich größer sein.

Das Signal am Ausgang des Bandpaßfilters 50 wird auch an die Hintereinanderschaltung eines Gleichrichters 66 und einen logarithmischen Verstärkers 68 geschickt, wodurch eine Gleichspannung entsteht, die logarithmisch von der Amplitude des vom Gleichrichter 66 gleichgerichteten Signals abhängt.

Alle Kanäle enthalten gleiche Schaltungsgruppen hinter den verschiedenen Bandpaßfiltern. Bei jedem Kanal erzeugt der monostabile Multivibrator Ausgangspulsfolgen mit Pulsen variabler Pulsbreite, deren Wiederholfrequenz zwischen 40 und 400 Hz variiert, entsprechend dem Frequenzbereich, der für die Stimulation der Cochlea besonders geeignet ist. Diese Pulsfolgen werden im Sender 74 Trägersignalen aufmoduliert.

In der abgebildeten Ausführung mit vier Kanälen verwendet der Mehrkanalsender vier Trägersignale, von denen zwei bei 12 MHz und die anderen zwei bei 31 MHz liegen. Die Pulsfolgen der Kanäle 1 und 3 werden verwendet, um 12 MHz- Trägersignale zu modulieren, die Pulsfolgen der Kanäle 2 und 4 modulieren 31 MHz-Trägersignale. Die Trägersignale, denen die Signale der Kanäle 1 und 2 aufmoduliert sind, liegen an einer Sendespule, und die Träger, denen die Signale der Kanäle 3 und 4 aufmoduliert sind, liegen an einer zweiten Sendespule. Die beiden Trägerfrequenzen, die an einer Sendespule anliegen, sind also verschieden, und eine gegenseitige Beeinflussung der Kanäle kann vermieden werden.

Die Verwendung von nur jeweils einer Sendespule für zwei Kanäle stellt eine Vereinfachung dar. Es kann sich aber aus anderen Gründen als günstig erweisen, für jeden Kanal eine eigene Sendespule zu verwenden.

Auf Fig. 3 ist der Aufbau einer bevorzugten Ausführungsform der Mehrkanal-Empfangseinrichtung für vier Kanäle ersichtlich.

Jeder Kanal beinhaltet eine Spule 81-84, wobei die Spulen 81 und 82 induktiv mit der Sendespule 76 und die Spulen 83 und 84 induktiv mit der Sendespule 78 verkoppelt sind. Jeder der Empfangsspulen 81-84 ist ein Kondensator 85 parallelgeschaltet, wodurch Schwingkreise mit 12 oder 31 MHz Resonanzfrequenz entstehen.

Das von der Spule 81 aufgenommene Signal gelangt an einen Demodulator, bestehend aus der Diode 86, dem Kondensator 87 und dem Widerstand 88. Im Falle der Verwendung von Pulsbreitenmodulation und -demodulation kann eine Zenerdiode parallel zum Widerstand 88 angebracht werden, wodurch die Spannung am Detektorausgang limitiert wird. Dadurch können Spannungsschwankungen durch Änderungen der Kopplung zwischen Sende- und Empfangsspule minimiert werden.

Die Spannung am Ausgang 90 des Detektors bewegt sich vorzugsweise zwischen 0 und 3 Volt und hat eine Frequenz zwischen 40 und 400 Hz entsprechend dem Modulationssignal.

Besonders für Systeme zur Gewebestimulation mit einer kleinen Zahl voneinander unabhängiger Kanäle, die zur gleichen Zeit mit verschiedenen Signalen beaufschlagt werden, besonders für Systeme mit zwischen 2 und 9 Kanälen, kann folgende Methode vorteilhaft verwendet werden: Um den durch die Verwendung einer Mehrzahl von Empfangsspulen entstehenden Platzbedarf zu reduzieren, werden die Empfangsspulen überlappend und in Gruppen angeordnet.

Obwohl jede der Empfangsspulen innerhalb einer Gruppe auf eine eigene Frequenz abgestimmt ist, würde die Gegeninduktivität der zwei oder drei Empfangsspulen zu einem unannehmbar starken Übersprechen führen, wären die Spulen einfach übereinander angeordnet. Ordnet man die Spulen, wie in Fig. 4 abgebildet, so an, daß sich ihre gegenseitigen Magnetflüsse kompensieren, dann verschwindet ihre Gegeninduktivität. Man erhält dadurch jeweils zwei oder drei voneinander unabhängige Kanäle mit vernachlässigbaren Übersprechen, die nur unwesentlich mehr Platz benötigen als ein einzelner Kanal. Diesem Konzept entsprechend sind in Fig. 4 jeweils die Spulen 81 und 82 und 83 und 84 in zwei voneinander getrennten Gruppen angeordnet, wobei die beiden Gruppen verschiedene Möglichkeiten für die Anordnung zweier Spulen innerhalb einer Gruppe zur Kompensation der Gegeninduktivität veranschaulichen sollen. 85, 86 und 87 sind 3 zu einer Gruppe vereinigte Spulen mit kompensierter Gegeninduktivität. Jeder der Spulen hat einen Durchmesser in der Größenordnung von 1,5-2 cm und der Abstand zwischen den beiden Gruppen von Spulen beträgt ca. 3 cm, um ein Übersprechen zwischen den Gruppen zu verhindern.

Da die Spulen 81 und 82 auf verschiedene Frequenzen abgestimmt sind (z. B. 12 und 31 MHz), empfängt und demoduliert jeder Empfangskanal nur das Signal des im zugehörigen Sendekanales. Das demodulierte Signal aus jedem der Empfangskanäle wird an eine Mehrkanalelektrode geleitet, wie sie etwa in Fig. 5 abgebildet ist. Jeder Kanal kann mit einem oder mehreren Elektrodenkontakten 92 verbunden sein, die entlang des Körpers der Mehrkanalelektrode angeordnet sind, um so bestimmte Stellen entlang der Cochlea für gezielte Tonhöhenperceptionen stimulieren zu können.

Bei Verwendung verschiedener Anschlußschemata können bipolare Stimulation, unipolare Stimulation gegen eine entfernte Masseelektrode oder Stimulation gegen eine verteilte gemeinsame Masse verwendet werden.

Die Mehrkanalelektrode besteht aus einem länglichen Gießkörper aus Silikonelastomer wie z. B. Silastic, in welchem eine Mehrzahl von Drähten, angedeutet durch 91, eingebettet sind. Jeder Draht endet in einer Kontaktkugel 92, die an der Oberfläche des Elektrodenkörpers 90 liegt. Die Anordnung der Kontaktkörper an der Oberfläche der Elektrode ermöglicht nach der Implantation der Elektrode in die Cochlea die selektive Stimulation einzelner Cochlearegionen. Wie aus der schematischen Darstellung einer menschlichen Cochlea in Fig. 6 ersichtlich, befinden sich die Ansprechgebiete für hohe Frequenzen im basalen Bereich, jene für tiefere Frequenzen im apikalen Bereich der Cochlea. Dadurch können entsprechend der Plazierung der Elektrodenkontakte 92 innerhalb der Cochlea gewünschte Tonhöhenperzeptionen hervorgerufen werden. Durch die zusätzliche Variation der Stimulationsfrequenz kann ein Tonhöhenkontinuum erzielt werden.

Der schematisierte Schnitt durch die Mehrkanalelektrode ind Fig. 7 illustriert die Unterbringung der Drähte 93 und 94 innerhalb der Elektrode. Zur Vereinfachung sind nur zwei Drähte abgebildet. Jeder der Drähte ist zum Zwecke der Zugentlastung gewellt, was auch das Biegen der Elektrode bei ihrer Einführung in die Cochlea erleichtert.

In einer bevorzugten Ausführung bestehen die Drähte aus teflonisoliertem Platin (90%)-Iridum (10%) mit einem Durchmesser von 25 µm. Die Kugeln an den Enden der Drähte sind 0,3 mm im Durchmesser und werden durch Aufschmelzen des Drahtes in einer Flamme, wobei sich eine Kugel formt, erzielt.

Die Kontaktkugeln sind in Paaren in zwei einander entlang des Elektrodenkörpers gegenüberliegenden Reihen angeordnet.

In einer bevorzugten Ausführungsform beträgt der größte Durchmesser der Elektrode 0,9 mm und nimmt zur Spitze hin auf 0,5 mm ab. Die Gesamtlänge der Elektrode muß einer Einführung der Elektrode in die Cochlea über eine Länge von 20-25 mm entsprechen.

In Fig. 8 ist eine von zwei gleichen Formhälften 96 zur Herstellung der Mehrkanalelektrode dargestellt. Sie enthält eine enger werdende Rille 97 der gewünschten Elektrodengeometrie. In der Rille befindet sich eine Mehrzahl von Löchern 98, die alle mit einem Vakuumkanal 99 in Verbindung stehen. Bei der Herstellung der Mehrkanalelektrode werden zunächst die Drähte im Kanal der Formhälfte positioniert, indem die kugelförmigen Enden der Drähte mit Hilfe der Vakuumansaugung in den Löchern 98 der Formhälften festgehalten werden. Danach wir die Form zusammengebaut und in die Kanäle 97 Silastic-Material gepreßt. Die Vakuumansaugung, sichergestellt durch die Löcher 98, gewährleistet die exakte Positionierung der Elektrodenkontakte an der Oberfläche des Elektrodenkörpers.

In Fig. 9a ist eine alternative Ausführung der Elektrode 100 dargestellt, die in ihrer Krümmung der Cochlea entsprechend hergestellt ist.

Aus Fig. 9b ist die Methode der Einführung dieser Elektrode in die Cochlea dargestellt: Ein gerader Stab 102, etwa ein Stahldraht, befindet sich im Inneren der Elektrode und wird langsam herausgezogen, während die Elektrode in die Cochlea eingeführt wird. Dadurch nimmt die Elektrode 100 ihre ursprüngliche Form wieder an.

Andere bisher nicht erwähnte mögliche Konfigurationen von externen und implantierten Subsystemen sind:

• 1) Eine 4- oder Mehrkanal-Elektrode eingeführt in die Cochlea in Verbindung mit einem 4-Kanal-Implantat und einem externen Einkanal-Schallprozessor/Sender.
• In diesem Fall kann entweder ein Elektrodenkanal zur Stimulation ausgewählt werden oder ein beliebige Zahl von Elektrodenkontakten untereinander verbunden werden. In letzterem Fall können unterschiedliche Schwellen für verschiedene Elektrodenkontakte durch entsprechende Anpassung kompensiert werden.
• 2) Eine Einkanal-Elektrode am runden Fenster oder in dessen Nähe fixiert in Verbindung mit einer größeren Masseelektrode, die auch außerhalb der Cochlea angebracht wird, kann zusammen mit einem Einkanal-Implantat und einem externen Einkanal-Schallprozessor/Sender verwendet werden.

Das System beschrieben in 1) wurde bereits an einigen ausgewählten vollkommen tauben Freiwilligen erprobt, und es kann ohne zusätzliches Lippenablesen, nur durch die Elektrostimulation alleine, ein offenes Sprachverständnis von 60 - 70% für unbekannte Wörter oder Sätze erzielt werden. Das bedeutet, daß diese Prothese bereits als eine wertvolle Hörhilfe für vollkommen Taube betrachtet werden kann.

Das System in 2) dagegen ist vorwiegend für nicht vollständig Taube, sondern schwer Hörgeschädigte und für hörgeschädigte Kinder vorgesehen.

Sowohl für die Einkanal- als auch für die Mehrkanal-Ausführung des externen Schallprozessor/Senders besteht die Möglichkeit, die Schallwellen nicht in Pulsketten umzuwandeln, sondern das Analogsignal zu verwenden. In diesem Fall sind eine geeignete Dynamikbereichkompression und eine Kompensation der Abhängigkeit der Lautstärke von der Frequenz sehr wichtige Eigenschaften des Schallprozessors/Senders. Beide Eigenschaften sind deshalb so wichtig, weil der Dynamikbereich zwischen der Stimulusintensität, die für einen Schwellenhöreindruck und jener, die für einen zu lauten Höreindruck nötig ist, viel kleiner ist als im akustischen Fall für Normalhörende, und erschwerenderweise außerdem in mehreren Fällen eine starke Abhängigkeit der Schwelle und überschwelliger Lautstärkeempfindungen von der Stimulationsfrequenz zu verzeichnen ist.

Zur Dynamikbereichkompression werden vorzugsweise Nichtlinearitäten verwendet. Diese Nichtlinearitäten können logarithmisch sein, einer Potenzfunktion gehorchen, aus einer stückweise linearen Funktion bestehen oder von einer anderen geeigneten Form sein.

Die Nichtlinearität wird vorzugsweise mit Hilfe geeignet verschalteter Differenzverstärker oder Operationsverstärker in Verbindung mit Diodennetzwerken oder als Dioden geschalteten Transistoren realisiert.

Um die Entstehung unerwünschter Frequenzen durch die Dynamikbereichkompression zu reduzieren, kann die Nichtlinearität von einem frequenzversetzten Signal angesteuert werden. In diesem Falle können die geradzahligen Verzerrungsprodukte durch ein schmalbandiges HF-Bandpaßfilter im nach oben frequenzversetzten Signal eliminiert werden, bevor das Signal wieder in den ursprünglichen hörbaren Frequenzbereich heruntergemischt wird.

Eine weitere Möglichkeit, Verzerrungsprodukte zu vermindern, ist die, mehrere Nichtlinearitäten innerhalb von oktavbreiten Bändern zu verwenden.

Es ist weiters möglich, einen geregelten Verstärker zu verwenden, der ausreichend geringe Ansprech- und Abfallzeitkonstanten von 2-10 ms bzw. 100-300 ms besitzt. Der Amplitudencharakteristik dieses geregelten Verstärkers kann durch das Einfügen geeigneter Nichtlinearitäten in den Signalweg die gewünschte Form verliehen werden.

Die Schaltung zur Dynamikbereichkompression kann der Schaltung zur Frequenzgangskompensation auch vorangeschaltet werden. In diesem Fall ist zwar auch das Ausmaß der nötigen Frequenzgangskompensation geringer, sie muß aber sehr präzise vorgenommen werden.

Fig. 10 zeigt das Blockschaltbild eines Ein- oder Mehrkanal-Schallprozessors samt Sender. Ein Mehrkanal- Stimulator besteht aus mehreren im wesentlichen identischen Kanälen mit jeweils eigener hochfrequenter Übertragung. Jeder Kanal ist für ein bestimmtes Tonfrequenzband zuständig, welches durch das jeweilige Bandfilter herausgefiltert wird. Im Falle eines Einkanal-Stimulators wird nur einer dieser Kanäle aufgebaut und daher kann das Bandfilter 103 entfallen. Das von einem Elektret-Mikrophon 104 aufgenommene Signal besitzt einen Dynamikumfang von über 80 dB. Die Transformation dieses großen Dynamikbereiches auf den Bereich der zulässigen Stimulationsintensität von etwa 10 dB erfolgt mit Hilfe von weiter unten genauer beschriebenen Dynamik-Kompressoren 107 und/oder einer eingangsgesteuerten Rückwärtsregelung, die auf den Regelverstärker 105 einwirkt. Im Vergleich zur Dynamikkompression mit nichtlinearen Elementen besitzt die Regelung den Vorteil der geringen zeitlich bewirkten nichtlinearen Verzerrung, infolge der endlichen Ansprechzeit werden aber bei plötzlich einsetzenden lauten Signalen noch Störspitzen durchgelassen, so daß im allgemeinen sowohl eine Dynamikkompression als auch eine Regelung verwendet wird.

Die Schaltung 106 zur Anpassung des Frequenzganges an die vorher gemessene Frequenzabhängigkeit der Iso- Lautheitskurven des Patienten beinhaltet frequenzabhängige Bauteile wie RC- oder LC-Glieder. Sie ist in konventioneller Weise aufgebaut. Im Prinzip kann sie auch nach der Dynamikkompressionsschaltung 107 eingebaut werden, wobei in diesem Falle nur geringe, aber sehr exakte Frequenzbeeinflussungen erforderlich sind. Über einen amplitudenmodulierten Sender 108 mit dem Ausgangskreis 109 gelangt das zu übertragende Signal an dem implantierten, abgestimmten Empfangskreis 110 und den Demodulator 111 und von dort zur Elektrode 112.

Fig. 11 zeigt die zur Dynamikkompression verwendete Schaltung. Sie basiert auf der integrierten Schaltung 112 (TL441), die im wesentlichen aus vier über Spannungsteiler unterschiedlicher Dämpfung angesteuerte Differenzverstärker, deren Ausgänge parallelgeschaltet sind, besteht. Die Ausgangsspannung, die als Differenzspannung zwischen den Punkten 122 und 123 (y bzw. ) zur Verfügung steht, hängt logarithmisch von der Eingangsspannung an 121 ab. Diese Eingangsspannung wird über den Kondensator 113, der der Abblockung eventuell vorhandener Gleichspannungen dient, dem Eingang 124 der Schaltung 112 zugeführt. Der Widerstand 120 dient der Festlegung des Gleichspannungspegels am Eingang 124 der Schaltung. Die Differenzspannung zwischen den Punkten 122 und 123 wird in konventioneller Weise mit Hilfe eines Operationsverstärkers 114, der mit den Widerständen 115 bis 118 eine Subtrahierschaltung bildet, in eine Eintaktspannung umgeformt. Das Trimm-Potentiometer 119 dient zum Abgleich der Offset-Spannung.

Fig. 12 ist das Schaltbild des amplitudenmodulierbaren Senders. Der Sender besteht aus dem Oszillator 120, der die Trägerfrequenz von 12 MHz erzeugt, und der Leistungsendstufe. Der Ausgangskreis 126 bildet zusammen mit dem auf dieselbe Frequenz abgestimmten implantierten Empfangskreis 127 ein Bandfilter. Ein stromgesteuertes, also am Eingang hochohmig angesteuertes, Bandfilter zeigt bei einer bestimmten Kopplung, der sogenannten kritischen Kopplung, ein Maximum der in den Sekundärkreis induzierten Spannung. In der Umgebung dieses stationären Punktes wird daher die induzierte Sekundärspannung nur wenig von der Kopplung abhängen. Bei der hier verwendeten induktiven Kopplung werden also die Toleranzeigenschaften bezüglich einer Lageverschiebung der Sendespule bei dem zu kritischer Kopplung führenden Abstand zwischen Sende- und Empfangsspule sehr günstig sein. Durch geeignet gewählte Kreisgüten wird ein "kritischer Abstand" von etwa 10 bis 12 mm erhalten. Bei einem Sendespulendurchmesser von 23 mm und einer Verschiebung von ± 10 mm ändert sich die Sekundärspannung nur um - 5%.

Da wegen der geforderten hohen Kreisgüte des Sendekreises eine Sättigung des Ausgangstransistors 128 vermieden werden muß, kann zur Amplitudenmodulation die Kollektormodulation nicht verwendet werden, sondern es muß entweder mit Emitter-Strommodulation oder mit Basismodulation (wie in dem hier gezeigten Beispiel) gearbeitet werden. Die Modulationsspannung wird über den Widerstand 133, die Ankopplungswicklung 134 und den Widerstand 130 der Basis zugeführt. Der Widerstand 130 wird entsprechend der geforderten Ausgangsleistung ausgewählt und ermöglicht eine genaue Dosierung der HF-Ansteuer- Leistung ohne eine anderenfalls notwendige, aber umständliche Änderung der Windungszahl der Ankopplungswicklung 134. Die Kondensatoren 131 und 132 dienen zum HF-mäßigen Verbinden des Modulationseingangs und der Betriebsspannungszuführung mit Masse. Die Schottky-Diode 127 verhindert im Falle unbeabsichtigter Sättigung des Ausgangstransistors das Auftreten von Instabilitäten, die zur Störschwingungen Anlaß geben könnten.

Der Ausgangskreis 126 des Senders befindet sich auf einem Ohrstück aus Plexiglas und kann auf diese Weise genau über der implantierten Empfangsspule positioniert werden.

Der gesamte Sender ist in Miniaturbauweise ausgeführt, so daß er ebenfalls auf diesem Ohrstück untergebracht werden kann. Das hat den Vorteil der sehr geringen Abstrahlung elektromagnetischer Wellen, da sämtliche hochfrequenzführende Leitungen kürzer als 2 cm sind und daher kaum als Antenne wirken.

Die beschriebene Methode der Elektrostimulation des Gehörs unter Verwendung eines Mehrfrequenz-Systems entsprechend der vorliegenden Erfindung vermittelt ein verbessertes Hörvermögen in vollkommen Tauben und in schwer Hörgeschädigten.

Die Verwendung einer Aufteilung des Schallsignals in Bänder und die selektive Stimulation verschiedener Stellen innerhalb der Cochlea verbessert die Qualität und Verständlichkeit der Höreindrücke. Da die implantierte Empfängerschaltung ausschließlich passive elektronische Komponenten enthält, ist keine Versorgungsleistung nötig, und es müssen nur die Stimulationssignale selbst durch die Haut hindurch ins Körperinnere übertragen werden.

Die Hörprothese inklusive der Mehrkanal- Cochleaelektrode kann leicht hergestellt werden, und die Herstellungsmethode gewährleistet eine exakte Positionierung der Elektrodenkontakte zur Erzielung der gewünschten Tonhöheneindrücke bei der Stimulation der Cochlea. Während in der bevorzugten Ausführungsform Pulsbreitenmodulation verwendet wird, können auch andere Modulationsstrategien wie Amplituden- oder Frequenzmodulation verwendet werden.

Analoge Stimulationssignale nach geeigneter elektronischer Verarbeitung können ebenso wie gepulste oder digitale Signale verwendet werden. Während in der beschriebenen digitalen Ausführung die Audiofrequenzbänder in entsprechende Signalbänder zwischen 40 und 400 Hz transformiert werden, können die entsprechenden Signalbänder sowohl in der digitalen wie auch in der analogen Schaltungsausführung den gleichen Frequenzumfang wie die Audiofrequenzbänder besitzen.

Claims (19)

1. Anordnung zur elektrischen Stimulation des Gehörnervs mit einer in die Cochlea implantierten Mehrkanalelektrode, einer aus einer Sendeeinrichtung und einer Empfängereinrichtung und einer Einrichtung zur Demodulation bestehenden Übertragungsstrecke, wobei bei der Sendeeinrichtung das Eingangsschallsignal durch ein Mikrophon in ein elektrisches Signal umgewandelt wird, dieses Signal über wenigstens ein Bandfilter entweder auf ein vorgegebenes Frequenzband beschränkt oder in eine Mehrzahl von Frequenzbändern aufgeteilt wir und das (die) Bandfilterausgangssignal(e) als Modulationssignal(e) eines hochfrequenten Trägers über eine Sendespulenanordnung zu der implantierten Empfängereinrichtung und der Einrichtung zur Demodulation des (der) Frequenzbandes(bänder) geleitet wird (werden), dadurch gekennzeichnet, daß die Übertragungsstrecke eine Frequenzmultiplexübertragungsstrecke ist, und die Sende- und Empfangseinrichtung jeweils eine gesonderte Spule für jedes der Frequenzbänder aufweist.

2. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß von den vorhandenen Kanälen lediglich einer im Dauerbetrieb belegt ist.

3. Anordnung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Spulen der Sendeeinrichtung Teile von auf wenigstens jeweils eine Trägerfrequenz abgestimmten Schwingkreise sind.

4. Anordnung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Spulen der Empfangseinrichtung Teile von auf die Trägerfrequenzen abgestimmten Schwingkreisen sind.

5. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Sendeeinrichtung der Übertragungsstrecke pro Kanal eine Frequenztransformationsschaltung enthält, die einen Impulsgenerator umfaßt, dessen Ausgangsfrequenz vom Ausgangssignal des Bandpaßfilters bestimmt ist und dessen Ausgangssignalamplitude von der Amplitude des Ausgangssignales des Bandpaßfilters bestimmt ist.

6. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Impulsgenerator ein monostabiler Multivibrator ist, bei welchem die Breite der Ausgangsimpulse von der Amplitude der Ausgangssignale des Bandpaßfilters steuerbar ist.

7. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Empfangsspulen zu Gruppen zusammengefaßt sind, und daß zur Minimierung der Gegeninduktivität die Spulen jeder Gruppe einander teilweise überlappend angeordnet sind.

8. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß von der der Anzahl von Empfangsspulen innerhalb einer Gruppe entsprechenden Zahl an Spulen der Sendeeinrichtung nur eine als Sendespule ausgebildet und induktiv mit den Empfangsspulen der jeweiligen Gruppe gekoppelt ist.

9. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Sendeeinrichtung der Übertragungsstrecke pro Kanal eine Einrichtung zur Dynamikbereichkompression, eine Einrichtung zur Kompensation der Lautstärkeabhängigkeit von der Frequenz und einen Sender zur Modulation eines Trägersignals mit dem durch die Dynamikbereichskompression und durch die Einrichtung zur Kompensation der Lautstärkeabhängigkeit von der Frequenz verarbeiteten analogen Schallsignal enthält.

10. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Dynamikbereichskompression elektronische Bauteile mit nichtlinearer Kennlinie enthält.

11. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Dynamikbereichkompression einen logarithmischen Verstärker enthält.

12. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Dynamikbereichkompression eine Hintereinanderschaltung, bestehend aus einer Frequenztransformationsschaltung, einem logarithmischen Verstärker, einer Filterschaltung und einer Frequenzrückumsetzschaltung enthält.

13. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Dynamikkompression einen geregelten Verstärker enthält.

14. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß jeder Kanal der Sendeeinrichtung einen nichtsättigenden, basismodulierten Leistungsverstärker enthält.

15. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß jeder Kanal der Sendeeinrichtung einen nichtsättigenden, emittermodulierten Leistungsverstärker enthält.

16. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Sende- und Empfangskreise kritisch gekoppelt sind.

17. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Mehrkanalelektrode einen länglichen, biokompatiblen Gießkörper besitzt, in dessen Innerem sich eine Mehrzahl von Drähten befinden, von denen jeder Draht in einem Elektrodenkontakt endet, und die Elektrodenkontakte an der Oberfläche des Gießkörpers angebracht sind.

18. Anordnung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß jeder Draht vor dem Gießvorgang gewellt wird, um die Biegsamkeit des Gießkörpers bei seiner Einführung in die Cochlea zu verbessern.

19. Anordnung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß die Elektrodenkontakte so positioniert sind, daß die Cochlea ihrer Frequenzanordnung entsprechend stimulierbar ist.