EP0400630B1 - Implantierbares Hörgerät - Google Patents

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EP0400630B1
EP0400630B1 EP90110307A EP90110307A EP0400630B1 EP 0400630 B1 EP0400630 B1 EP 0400630B1 EP 90110307 A EP90110307 A EP 90110307A EP 90110307 A EP90110307 A EP 90110307A EP 0400630 B1 EP0400630 B1 EP 0400630B1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
hearing aid
aid according
transducer
housing
filled
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
EP90110307A
Other languages
English (en)
French (fr)
Other versions
EP0400630A3 (de
EP0400630A2 (de
Inventor
Günter Hortmann
Hans Dr.-Ing. Leysieffer
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Sonova Holding AG
Original Assignee
Implex GmbH
Implex Spezialhorgerate GmbH
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Publication date
Application filed by Implex GmbH, Implex Spezialhorgerate GmbH filed Critical Implex GmbH
Publication of EP0400630A2 publication Critical patent/EP0400630A2/de
Publication of EP0400630A3 publication Critical patent/EP0400630A3/de
Application granted granted Critical
Publication of EP0400630B1 publication Critical patent/EP0400630B1/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

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    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/60—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles
    • H04R25/604—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles of acoustic or vibrational transducers
    • H04R25/606—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles of acoustic or vibrational transducers acting directly on the eardrum, the ossicles or the skull, e.g. mastoid, tooth, maxillary or mandibular bone, or mechanically stimulating the cochlea, e.g. at the oval window

Definitions

  • the invention relates to an implantable hearing aid for stimulating the inner ear, the hearing aid having a coupling element connected on the input side to an electromechanical transducer for transmitting the mechanical vibrations generated by the transducer to the inner ear.
  • An implantable hearing aid is also known (US-A-3 764 748) which has a fluid-filled sack which is attached to the oval window via a layer of foam plastic.
  • a piezoelectric crystal On the side of the fluid-filled sack facing away from the oval window is a piezoelectric crystal, which forms an electromechanical transducer.
  • the assemblies forming the hearing aid including a tritium battery, are inserted hermetically encapsulated in the external auditory canal or implanted in the mastoid, and the hearing aid is connected directly to the output side via an electrical line Auditory nerve connected.
  • acoustic vibrations that are generated by the hearing aid implanted in the mastoid are transmitted via the mastoid bone process into the middle ear, taking advantage of the fact that this bone has cavities that pass through the atrial window with the middle ear Connect.
  • a microphone, an amplifier, a battery, a volume control and an excitation coil for a magnet are accommodated in a housing to be inserted into the external auditory canal, which is attached to one of the ossicles.
  • a hearing aid is also known (GB-PS 1 440 724) in which a microphone, an amplifier and a battery are arranged in a housing which is plug-like inserted into a base which is implanted in the temporal bone behind the ear cup. The output signal of the amplifier goes to an excitation coil implanted in the middle ear of a magnet attached to the stirrup.
  • a hearing aid is known (US Pat. No. 4,532,930) in which there is direct electrical stimulation of the inner ear via an implantable electrode arrangement with the aid of signals which are generated by appropriate signal processing electronics to be provided.
  • the signal processing electronics are housed in a relatively large-volume housing that is carried externally in a separate pocket.
  • the signal processing electronics are connected via a connection cable to a transmission antenna which is arranged in the area of the ear concerned.
  • the invention has for its object to provide an implantable hearing aid for stimulating the inner ear, which has a high sound quality and allows a relatively simple and risk-free use.
  • the coupling element is designed as a hydromechanical coupling element with an interior filled with liquid, which at its transducer end opens into a likewise filled chamber of the transducer, in which pressure vibrations occur due to transducer vibrations are generated, and that the hydromechanical coupling element is designed such that its end remote from the transducer in the implanted state extends into the fluid-filled inner ear spaces.
  • pressure vibrations are generated by the electromechanical transducer in the fluid-filled transducer chamber and transmitted to the fluid-filled inner ear spaces via the hydromechanical coupling element, bypassing the sound transmission of the auditory ossicles in the inner ear.
  • the hydromechanical coupling element can simply be designed as a liquid-filled hose.
  • the electromechanical transducer is advantageously hermetically encapsulated for implantation in the tympanic cavity or in the mastoid.
  • the tube is advantageously filled with a lymph-like liquid for the purpose of optimal mechanical impedance matching and is closed at the end remote from the transducer with a thin membrane. He can by means of a wire coil pushed on or by one or more wires embedded in the hose wall according to the respective anatomical conditions are permanently shaped.
  • the electromechanical transducer can be integrated in a housing of implantable signal processing electronics and based on the electrodynamic, electromagnetic or, preferably, piezoelectric principle.
  • the transducer can have a piezoelectric flexural oscillator which is seated on a carrier membrane which is clamped in the housing accommodating the transducer.
  • the flexural oscillator can consist of a single-layer piezoelectric disk or have a bimorph structure symmetrical to the support membrane, and it advantageously has a diameter which corresponds to at least 0.8 times and preferably at least 0.9 times the inside diameter of the associated housing.
  • a large ratio of the transducer disc diameter to the inner tube diameter results in a rapid transformation which, even with small electrical transducer outputs, can result in high output pressures at the end of the tube lying away from the transducer.
  • a microphone supplying the electromechanical transducer via signal processing electronics with input signals is connected to an acoustic coupling element for sound pickup from the tympanic cavity, thereby fully utilizing the natural directional characteristic of the outer ear.
  • the acoustic coupling element can simply be designed as a switching line hose connected to the microphone, the end of which facing away from the microphone projects into the tympanic cavity in the implanted state and is expediently closed with a membrane.
  • the hearing aid shown in FIG. 1 has a hermetically sealed housing 12 which can be implanted in the vicinity of the ear 10 in question, in particular in the mastoid 11, and in which, as indicated schematically, a microphone 13, signal processing electronics 14 and a power supply, for example a Secondary cell arrangement 15 (ie one or more rechargeable batteries) are accommodated.
  • the microphone 13 is connected to the tympanic cavity 17 via an acoustic coupling element in the form of a sound line hose 16.
  • the end of the switching line tube 16 facing away from the microphone 13 extends into the tympanic cavity 17 in the implanted state, and it is closed there by means of a thin membrane 18.
  • An electromechanical transducer 21 is connected to the output of the signal processing electronics 14 via a transducer feed line 20 and is mechanically fixed in a hermetically sealed manner in the tympanic cavity behind the eardrum 22.
  • the converter 21 is in turn connected to a hydromechanical coupling element 23. Mechanical vibrations are transmitted from the transducer 21 to the inner ear 24 via the coupling element 23.
  • the coupling element 23 extends through a bore in the stirrup foot plate 25.
  • sound signals reach the tympanic cavity 17 via the outer ear 26, the auditory canal 27 and the eardrum 22. They are picked up there by the sound conductor tube 16 behind the eardrum 22 and passed on to the microphone 13 seated in the housing 12.
  • the microphone 13 converts the sound into electrical microphone signals. These signals are converted into suitable output signals in the signal processing electronics 14 and are increasingly fed to the electromechanical converter 21 via the converter feed line 20.
  • the converter 21 converts the electrical output signals into mechanical vibrations. The mechanical vibrations are transmitted via the hydromechanical coupling element 23 to the fluid-filled inner ear spaces.
  • Fig. 1 shows that the hearing aid is fully implanted.
  • the wearer is not affected by the device under normal everyday conditions. For example swimming is easily possible.
  • the natural directional characteristic of the outer ear 26 is fully utilized and is not impaired by mechanical elements in the outer auditory canal 27.
  • the natural transmission via the ossicular chain 28 remains unaffected. This minimizes the risk for the patient.
  • An external control signal generator 30 can be provided for selectively setting one or more characteristic values of the signal processing electronics 14, to whose output a transmission coil 31 is connected. In such a case, a reception coil 32 is accommodated in the housing 12. In this way, if necessary, high-frequency inductive data transmission between the external control signal generator 30 and the implanted signal processing electronics 14 can take place via the coils 31 and 32.
  • the high-frequency link provided for the inductive data transmission can also expediently be used to transmit energy for charging the implanted secondary cell arrangement 15. Instead, a light-bound infrared path can also be provided for transcutaneous data transmission between the control signal generator 30 and the signal processing electronics 14.
  • the converter 21 has a two-part, hermetically sealed housing 34.
  • a preferably circular piezoelectric flexural oscillator 35 is accommodated in the housing 34 and sits on a carrier membrane 36.
  • the support membrane 36 which is preferably made of brass or aluminum, is clamped approximately centrally at its edge in the housing 34.
  • the illustrated flexural vibrator 35 has a bimorph structure symmetrical to the support membrane 36, the two layers of which are designated 37 and 38.
  • the layers 37, 38 can be electrically connected in parallel or in series. The two or, in the case of electrical parallel connection, three electrode surfaces of the layers 37, 38 are contacted and connected to the converter feed line 20 through housing bushings.
  • the bending oscillator 35 consists of a single-layer piezoelectric Disc exists.
  • the bending vibrator 35 expediently has a diameter which corresponds to at least 0.8 times and preferably at least 0.9 times the inside diameter of the housing 34.
  • the carrier membrane 36 divides the interior of the housing 34 into two chambers 39 and 40.
  • One chamber 39 is filled with a liquid 41, the density and composition of which at least approximately correspond to the perilymph (the liquid in the inner ear).
  • a connection piece 42 is guided through a wall of the housing 34, via which pressure fluctuations generated by the transducer vibration are directed to a hose 43 forming the hydromechanical coupling element 23.
  • the tube 43 is filled with the same liquid as the chamber 39, and its end remote from the transducer 21 is closed by means of a thin membrane 44.
  • the tube 43 can expediently consist of biocompatible silicone, and it advantageously has an outer diameter of 0.3 to 1.0 mm, preferably approximately 0.6 mm, and a wall thickness of 0.05 to 0.3 mm, preferably approximately 0. 1 mm.
  • the converter housing 34 is circular or approximately circular, and it expediently has a diameter of 5 to 10 mm, preferably about 8 mm.
  • the housing 34 can advantageously consist of a biocompatible ceramic, for example Al2O3, or of titanium.
  • the other chamber 40 of the housing 34 is filled with an inert gas, preferably argon.
  • the wire helix makes it possible to achieve a constant formation of bending radii to adapt to the respective anatomical conditions.
  • one or more wires, preferably platinum wires, can also be embedded in the wall of the hose 43.
  • the essential effect of the arrangement illustrated in FIG. 2 is based, on the one hand, on the principle of a pressure chamber, by means of which a rapid transformation occurs with a large ratio of the converter disk diameter to the hose inside diameter, which enables high output pressures on the hose membrane 44 in the case of small electrical converter outputs.
  • the filling of the tube 43 with a lymph-like liquid allows an optimal mechanical impedance adaptation to the inner ear. This prevents annoying reflections.
  • the electromechanical converter 21 is also integrated in the housing 12 of the signal processing electronics 14.
  • the liquid-filled chamber 39 formed in the housing 12 is connected to the hydromechanical coupling element 23 in the form of the liquid-filled hose 43 analogously to FIG. 2.
  • the microphone 13 and the power supply for example a secondary cell arrangement 15, are also accommodated in the housing 12.
  • the sound is supplied to the microphone 13 from the tympanic cavity 17 via the sound line hose 16.
  • the latter is connected to the housing 12 via a connecting piece 46 and terminated at its free end by means of the thin membrane 18.
  • the microphone 13 is suspended in the housing 12 so that it is isolated in terms of vibration. As indicated in FIG. 3, the microphone 13, the signal processing electronics 14 and the energy supply 15 are seated in a third chamber 48, which is separated from the gas-filled chamber 40 by means of a partition 47. At least some of these modules can, however, also be accommodated in the chamber 40 .
  • a primary cell arrangement can also be provided for the energy supply, which is accommodated in a housing which is separate from the housing 12 of the signal processing electronics 14 and is connected to the signal processing electronics 14 via a separable connection.
  • the primary cell arrangement one or more batteries
  • the primary cell arrangement can be replaced if necessary, without a simultaneous exchange of the housing 12 or an intervention in this housing being necessary.
  • the microphone 13 receiving the sound from the tympanic cavity 17 in a separate housing which is fixed directly in the tympanic cavity 17 during the implantation.
  • the microphone 13 picks up the sound from the tympanic cavity via a nozzle which is guided through the housing and which is sealed off with a thin membrane for sealing.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein implantierbares Hörgerät zur Anregung des Innenohres, wobei das Hörgerät ein eingangsseitig an einen elektromechanischen Wandler angeschlossenes Koppelelement zum Übertragen der von dem Wandler erzeugten mechanischen Schwingungen zum Innenohr aufweist.
  • Bei einem bekannten Hörgerät dieser Art (EP-A-0 263 254) ist ein mechanisches Koppelelement vorgesehen.
  • Es ist ferner ein implantierbares Hörgerät bekannt (US-A-3 764 748), das einen fluidgefüllten Sack aufweist, der an dem ovalen Fenster über eine Schicht aus Schaumkunststoff befestigt ist. Auf der von dem ovalen Fenster abgewendeten Seite des fluidgefüllten Sackes liegt ein piezoelektrischer Kristall auf, der einen elektromechanischen Wandler bildet. Bei einer solchen Ausbildung sind die Weiterleitung der Schwingungen an das Innenohr beeinträchtigende Impedanzsprünge an der Treffstelle von Kristallschwinger und flüssigkeitsgefülltem Sack, an der Grenzfläche von Sack und Schaumkunststoffschicht sowie an der Grenzfläche zwischen der Schaumkunststoffschicht und dem ovalen Fenster unvermeidbar.
  • Bei einem weiteren bekannten Hörgerät zur Anregung des Innenohres (DE-OS 28 25 233) werden die das Hörgerät bildenden Baugruppen einschließlich einer Tritiumbatterie hermetisch gekapselt in den äußeren Gehörgang eingesetzt oder im Mastoid implantiert, und das Hörgerät wird ausgangsseitig über eine elektrische Leitung direkt mit dem Hörnerv verbunden. Bei einer abgewandelten Ausführungsform des bekannten Gerätes werden akustische Schwingungen, die von dem im Mastoid implantierten Hörgerät erzeugt werden, über den Prozessus mastoideus-Knochen in das Mittelohr unter Ausnutzung des Umstandes übertragen, daß dieser Knochen Hohlräume aufweist, die über das Vorhoffenster mit dem Mittelohr in Verbindung stehen.
  • Bei einem anderen bekannten Hörgerät (EP 0 242 038 A2) sind in einem in den äußeren Gehörgang einzuschiebenden Gehäuse ein Mikrophon, ein Verstärker, eine Batterie, ein Lautstärkeregler und eine Anregungsspule für einen Magneten untergebracht, der an einem der Hörknöchelchen befestigt wird. Es ist ferner ein Hörgerät bekannt (GB-PS 1 440 724), bei dem ein Mikrophon, ein Verstärker und eine Batterie in einem Gehäuse angeordnet sind, das steckerartig in einen Sockel eingesteckt wird, der ins Schläfenbein hinter der Ohrmuschel implantiert ist. Das Ausgangssignal des Verstärkers geht an eine im Mittelohr implantierte Erregerspule eines auf dem Steigbügel befestigten Magneten.
  • Des weiteren ist ein Hörgerät bekannt (US-PS 4 532 930), bei dem über eine implantierbare Elektrodenanordnung eine unmittelbare elektrische Reizung des Innenohres mit Hilfe von Signalen erfolgt, die von einer zweckentsprechenden Signalverarbeitungselektronik bereitgestellt werden. Die Signalverarbeitungselektronik ist dabei in einem relativ großvolumigen Gehäuse untergebracht, das extern in einer separaten Tasche mitgeführt wird. Die Signalverarbeitungselektronik ist über ein Verbindungskabel an eine Sendeantenne angeschlossen, die im Bereich des betreffenden Ohres angeordnet wird.
  • Bei den bekannten Hörgeräten läßt die erzielbare Klangqualität häufig zu wünschen übrig. Es kann zu Anpassungsproblemen kommen, und die Anregung über einen an einem Hörknöchelchen befestigten Magneten macht einen mit Risiken verbundenen Eingriff in die Kette der Gehörknöchelchen erforderlich.
  • Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein implantierbares Hörgerät zur Anregung des Innenohres zu schaffen, das eine hohe Klangqualität hat sowie einen relativ einfachen und risikolosen Einsatz erlaubt.
  • Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß bei einem Hörgerät der eingangs genannten Art das Koppelelement als hydromechanisches Koppelelement mit einem mit Flüssigkeit gefüllten Innenraum ausgebildet ist, der an seinem wandlerseitigen Ende in eine gleichfalls mit Flüssigkeit gefüllte Kammer des Wandlers einmündet, in welcher durch Wandlerschwingungen Druckschwingungen erzeugt werden, und daß das hydromechanische Koppelelement so ausgebildet ist, daß sein von dem Wandler abliegendes Ende im implantierten Zustand in die flüssigkeitsgefüllten Innenohrräume hineinreicht.
  • Bei dem Hörgerät nach der Erfindung werden von dem elektromechanischen Wandler Druckschwingungen in der flüssigkeitsgefüllten Wandlerkammer erzeugt und über das hydromechanische Koppelelement - unter Umgehung der Schallübertragung der Gehörknöchelchen im Innenohr - auf die flüssigkeitsgefüllten Innenohrräume übertragen. Es läßt sich dadurch auf verhältnismäßig einfache Weise eine besonders wirkungsvolle Innenohranregung mit hoher Klangqualität erzielen.
  • Das hydromechanische Koppelelement kann in weiterer Ausgestaltung der Erfindung einfach als flüssigkeitsgefüllter Schlauch ausgebildet sein.
  • Vorteilhaft ist der elektromechanische Wandler hermetisch gekapselt zur Implantation in der Paukenhöhle oder im Mastoid ausgebildet. Der Schlauch ist zwecks optimaler mechanischer Impedanzanpassung vorteilhaft mit einer lymphähnlichen Flüssigkeit gefüllt und an dem von dem Wandler abliegenden Ende mit einer dünnen Membran verschlossen. Er kann mittels einer aufgeschobenen Drahtwendel oder durch einen oder mehrere in die Schlauchwandung eingelassene Drähte entsprechend den jeweiligen anatomischen Gegebenheiten dauerhaft geformt werden. Der elektromechanische Wandler kann in ein Gehäuse einer implantierbaren Signalverarbeitungselektronik integriert sein und auf dem elektrodynamischen, elektromagnetischen oder, vorzugsweise, piezoelektrischen Prinzip beruhen. Insbesondere kann der Wandler einen piezoelektrischen Biegeschwinger aufweisen, der auf einer Trägermembran sitzt, die in dem den Wandler aufnehmenden Gehäuse eingespannt ist. Der Biegeschwinger kann aus einer einlagigen piezoelektrischen Scheibe bestehen oder eine zur Trägermembran symmetrische Bimorphstruktur aufweisen, und er hat vorteilhaft einen Durchmesser, der mindestens dem 0,8-fachen und vorzugsweise mindestens dem 0,9-fachen des Innendurchmessers des zugehörigen Gehäuses entspricht. Durch ein großes Verhältnis von Wandlerscheibendurchmesser zu Schlauchinnendurchmesser wird dabei eine Schnelletransformation erzielt, die schon bei kleinen elektrischen Wandlerleistungen hohe Ausgangsdrücke an dem vom Wandler abliegenden Schlauchende entstehen läßt.
  • In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist ein den elektromechanischen Wandler über eine Signalverarbeitungselektronik mit Eingangssignalen versorgendes Mikrophon mit einem akustischen Koppelelement zur Schallaufnahme aus der Paukenhöhle verbunden, wodurch die natürliche Richtcharakteristik des Außenohres voll ausgenutzt wird. Das akustische Koppelelement kann einfach als an das Mikrophon angeschlossener Schalleitungsschlauch ausgebildet sein, dessen vom Mikrophon abgewendetes Ende im implantierten Zustand in die Paukenhöhle hineinragt und zweckmäßig mit einer Membran verschlossen ist.
  • Bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung sind nachstehend unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:
    • Fig. 1
    einen schematischen Schnitt durch ein menschliches Ohr mit implantiertem Hörgerät, sowie gleichfalls schematisch einen externen Steuersignalgeber,
    Fig. 2
    in größerem Maßstab einen schematischen Schnitt durch einen elektromechanischen Wandler mit zugehörigem hydromechanischem Koppelelement zur Übertragung von Wandlerschwingungen auf das Innenohr, und
    Fig. 3
    in größerem Maßstab einen Schnitt durch das Gehäuse der Signalverarbeitungselektronik in welchem zugleich der elektromechanische Wandler untergebracht ist.
  • Das in Fig. 1 dargestellte Hörgerät weist ein in der näheren Umgebung des betreffenden Ohres 10, insbesondere im Mastoid 11 implantierbares, hermetisch dichtes Gehäuse 12 auf, in welchem, wie schematisch angedeutet, ein Mikrophon 13, eine Signalverarbeitungselektronik 14 und eine Energieversorgung, beispielsweise eine Sekundärzellenanordnung 15 (d.h. ein oder mehrere wiederaufladbare Akkumulatoren) untergebracht sind. Das Mikrophon 13 steht über ein akustisches Koppelelement in Form eines Schalleitungsschlauchs 16 mit der Paukenhöhle 17 in Verbindung. Das von dem Mikrophon 13 abgewendete Ende des Schalleitungsschlauchs 16 reicht dabei im implantierten Zustand in die Paukenhöhle 17, und es ist dort mittels einer dünnen Membran 18 verschlossen.
  • An den Ausgang der Signalverarbeitungselektronik 14 ist über eine Wandlerzuleitung 20 ein elektromechanischer Wandler 21 angeschlossen, der hermetisch gekapselt in der Paukenhöhle hinter dem Trommelfell 22 mechanisch fest fixiert ist. Der Wandler 21 ist seinerseits mit einem hydromechanischen Koppelelement 23 verbunden. Über das Koppelelement 23 werden von dem Wandler 21 mechanische Schwingungen zum Innenohr 24 übertragen. Bei dem in Fig. 1 veranschaulichten Ausführungsbeispiel erstreckt sich dazu das Koppelelement 23 durch eine Bohrung in der Steigbügelfußplatte 25 hindurch.
  • Bei der Ausführungsform gemäß Fig. 1 gelangen Schallsignale über das Außenohr 26, den Gehörgang 27 und das Trommelfell 22 zur Paukenhöhle 17. Sie werden dort von dem Schalleitungsschlauch 16 hinter dem Trommelfell 22 aufgenommen und an das in dem Gehäuse 12 sitzende Mikrophon 13 weitergeleitet. Das Mikrophon 13 wandelt den Schall in elektrische Mikrophonsignale um. Diese Signale werden in der Signalverarbeitungselektronik 14 in geeignete Ausgangssignale umgesetzt und verstärkt über die Wandlerzuleitung 20 an den elektromechanischen Wandler 21 geführt. Der Wandler 21 setzt die elektrischen Ausgangssignale in mechanische Schwingungen um. Die mechanischen Schwingungen werden über das hydromechanische Koppelelement 23 auf die flüssigkeitsgefüllten Innenohrräume übertragen.
  • Die Fig. 1 läßt erkennen, daß das Hörgerät vollständig implantiert ist. Der Träger wird durch das Gerät unter normalen Alltagsbedingungen nicht beeinträchtigt. Zum Beispiel ist Schwimmen ohne weiteres möglich. Die natürliche Richtcharakteristik des Außenohrs 26 wird voll ausgenutzt und nicht durch mechanische Elemente im äußeren Gehörgang 27 beeinträchtigt. Nach der Signalverstärkung in der Signalverarbeitungselektronik 14 erfolgt keine Wandlung im Luftschall, wodurch eine hohe Klangqualität möglich wird. Etwaige Rückkopplungsprobleme lassen sich relativ einfach beherrschen. Die natürliche Übertragung über die Gehörknöchelchenkette 28 bleibt unbeeinflußt. Damit ist das Risiko für den Patienten minimiert.
  • Zum wahlweisen Einstellen eines oder mehrerer Kennwerte der Signalverarbeitungselektronik 14 kann ein externer Steuersignalgeber 30 vorgesehen sein, an dessen Ausgang eine Sendespule 31 angeschlossen ist. In dem Gehäuse 12 ist in einem solchen Fall eine Empfangsspule 32 untergebracht. Auf diese Weise kann im Bedarfsfall über die Spulen 31 und 32 eine hochfrequente induktive Datenübertragung zwischen dem externen Steuersignalgeber 30 und der implantierten Signalverarbeitungselektronik 14 erfolgen. Zweckmäßig kann die für die induktive Datenübertragung vorgesehene Hochfrequenzstrecke auch genutzt werden, um Energie zum Aufladen der implantierten Sekundärzellenanordnung 15 zu übertragen. Stattdessen kann für eine transkutane Datenübertragung zwischen dem Steuersignalgeber 30 und der Signalverarbeitungselektronik 14 auch eine lichtgebundene Infrarotstrecke vorgesehen sein.
  • Ein Ausführungsbeispiel des elektromechanischen Wandlers 21 und des hydromechanischen Koppelelements 23 ist in größerem Maßstab in Fig. 2 dargestellt. Der Wandler 21 weist ein zweiteiliges, hermetisch dichtes Gehäuse 34 auf. In dem Gehäuse 34 ist ein vorzugsweise kreisförmiger piezoelektrischer Biegeschwinger 35 untergebracht, der auf einer Trägermembran 36 sitzt. Die vorzugsweise aus Messing oder Aluminium bestehende Trägermembran 36 ist an ihrem Rand in dem Gehäuse 34 etwa mittig eingespannt. Der veranschaulichte Biegeschwinger 35 hat eine zu der Trägermembran 36 symmetrische Bimorphstruktur, deren beide Lagen mit 37 und 38 bezeichnet sind. Die Lagen 37, 38 können elektrisch parallel oder hintereinander geschaltet sein. Dabei werden die zwei oder bei elektrischer Parallelschaltung drei Elektrodenflächen der Lagen 37,38 kontaktiert und durch Gehäusedurchführungen an die Wandlerzuleitung 20 angeschlossen.
  • Es versteht sich, daß gegebenenfalls auch die eine der beiden Lagen 37,38 weggelassen werden kann, so daß der Biegeschwinger 35 aus einer einlagigen piezoelektrischen Scheibe besteht. Der Biegeschwinger 35 hat zweckmäßig einen Durchmesser, der mindestens dem 0,8-fachen und vorzugsweise mindestens dem 0,9-fachen des Innendurchmessers des Gehäuses 34 entspricht. Die Trägermembran 36 unterteilt den Innenraum des Gehäuses 34 in zwei Kammern 39 und 40. Die eine Kammer 39 ist mit einer Flüssigkeit 41 gefüllt, deren Dichte und Zusammensetzung mindestens näherungsweise der Perilymphe (der Flüssigkeit im Innenohr) entsprechen. Durch eine Wandung des Gehäuses 34 ist ein Anschlußstutzen 42 geführt, über den durch die Wandlerschwingung erzeugte Druckschwankungen auf einen das hydromechanische Koppelelement 23 bildenden Schlauch 43 geleitet werden. Der Schlauch 43 ist mit der gleichen Flüssigkeit wie die Kammer 39 gefüllt, und sein von dem Wandler 21 abliegendes Ende ist mittels einer dünnen Membran 44 verschlossen. Der Schlauch 43 kann zweckmäßig aus biokompatiblem Silikon bestehen, und er hat vorteilhaft einen Außendurchmesser von 0,3 bis 1,0 mm, vorzugsweise etwa 0,6 mm, sowie eine Wandstärke von 0,05 bis 0,3 mm, vorzugsweise etwa 0,1 mm. Das Wandlergehäuse 34 ist kreisförmig oder annähernd kreisförmig ausgebildet, und es hat zweckmäßig einen Durchmesser von 5 bis 10 mm, vorzugsweise etwa 8 mm. Das Gehäuse 34 kann ebenso wie das Gehäuse 12 vorteilhaft aus einer biokompatiblen Keramik, z.B. Al₂O₃, oder aus Titan bestehen. Die andere Kammer 40 des Gehäuses 34 ist mit einem Edelgas, vorzugsweise Argon, gefüllt. Um den Schlauch 43 ist ein dünner Draht 45 aus biokompatiblem Werkstoff, vorzugsweise Platin, gewendelt. Die Drahtwendel erlaubt es, eine beständige Formung von Biegeradien zur Anpassung an die jeweiligen anatomischen Gegebenheiten zu erreichen. An Stelle der Drahtwendel können auch ein oder mehrere Drähte, vorzugsweise Platindrähte, in die Wandung des Schlauchs 43 eingelassen sein.
  • Die wesentliche Wirkung der in Fig. 2 veranschaulichten Anordnung beruht einerseits auf dem Prinzip einer Druckkammer, durch das erreicht wird, daß bei großem Verhältnis von Wandlerscheibendurchmesser zu Schlauchinnendurchmesser eine Schnelletransformation entsteht, die bei Kleinen elektrischen Wandlerleistungen hohe Ausgangsdrücke an der Schlauchmembran 44 ermöglicht. Andererseits erlaubt die Füllung des Schlauchs 43 mit einer lymphähnlichen Flüssigkeit eine optimale mechanische Impedanzanpassung an das Innenohr. Dadurch werden störende Reflexionen vermieden.
  • Bei der abgewandelten Ausführungsform gemäß Fig. 3 ist der elektromechanische Wandler 21 mit in das Gehäuse 12 der Signalverarbeitungselektronik 14 integriert. Die von der Trägermembran 36 des Biegeschwingers 35 begrenzte, in diesem Fall gleichfalls in dem Gehäuse 12 ausgebildete, flüssigkeitsgefüllte Kammer 39 ist analog der Fig. 2 mit dem hydromechanischen Koppelelement 23 in Form des flüssigkeitsgefüllten Schlauches 43 verbunden. Entsprechend der Ausführungsform der Fig. 1 sind in dem Gehäuse 12 ferner das Mikrophon 13 und die Energieversorgung, beispielsweise eine Sekundärzellenanordnung 15, untergebracht. Der Schall wird dem Mikrophon 13 aus der Paukenhöhle 17 über den Schalleitungsschlauch 16 zugeführt. Letzterer ist mit dem Gehäuse 12 über einen Anschlußstutzen 46 verbunden und an seinem freien Ende mittels der dünnen Membran 18 abgeschlossen. Um Rückkopplungen zu vermeiden, ist das Mikrophon 13 in dem Gehäuse 12 schwingungstechnisch isoliert aufgehängt. Wie in Fig. 3 angedeutet ist, sitzen das Mikrophon 13, die Signalverarbeitungselektronik 14 und die Energieversorgung 15 in einer von der gasgefüllten Kammer 40 mittels einer Trennwand 47 abgeteilten dritten Kammer 48. Gegebenenfalls können mindestens einzelne dieser Baugruppen aber auch in der Kammer 40 untergebracht sein.
  • Zur Energieversorgung kann auch eine Primärzellenanordnung vorgesehen sein, die in einem von dem Gehäuse 12 der Signalverarbeitungselektronik 14 getrennten Gehäuse untergebracht und über eine trennbare Verbindung an die Signalverarbeitungselektronik 14 angeschlossen ist. Dadurch kann im Bedarfsfall die Primärzellenanordnung (eine oder mehrere Batterien) ausgetauscht werden, ohne daß ein gleichzeitiger Austausch des Gehäuses 12 bzw. ein Eingriff in dieses Gehäuse notwendig wird.
  • Es ist ferner möglich, das Schall aus der Paukenhöhle 17 aufnehmende Mikrophon 13 in einem gesonderten Gehäuse unterzubringen, das bei der Implantation unmittelbar in der Paukenhöhle 17 fixiert wird. Das Mikrophon 13 nimmt dabei den Schall aus der Paukenhöhle über einen durch das Gehäuse geführten Stutzen auf, der zur Abdichtung mit einer dünnen Membran abgeschlossen ist.

Claims (24)

  1. Implantierbares Hörgerät zur Anregung des Innenohres, wobei das Hörgerät ein eingangsseitig an einen elektromechanichen Wandler (21) angeschlossenes Koppelelement (23) zum Übertragen der von dem Wandler erzeugten mechanischen Schwingungen zum Innenohr aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß das Koppelelement als hydromechanisches Koppelelement (23) mit einem mit Flüssigkeit (41) gefüllten Innenraum ausgebildet ist, der an seinem wandlerseitigen Ende in eine gleichfalls mit Flüssigkeit (41) gefüllte Kammer (39) des Wandlers einmündet, in welcher durch Wandlerschwingungen Druckschwingungen erzeugt werden, und daß das hydromechanische Koppelelement (23) so ausgebildet ist, daß sein von dem Wandler (21) abliegendes Ende im implantierten Zustand in die flüssigkeitsgefüllten Innenohrraüme hineinreicht.
  2. Hörgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das hydromechanische Koppelelement (23) als flüssigkeitsgefüllter Schlauch (43) ausgebildet ist.
  3. Hörgerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der elektromechanische Wandler (21) hermetisch gekapselt zur Implantation in der Paukenhöhle oder im Mastoid ausgebildet ist.
  4. Hörgerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß der flüssigkeitsgefüllte Schlauch (43) an dem von dem elektromechanischen Wandler (21) abliegenden Ende verschlossen ist.
  5. Hörgerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß das Schlauchende mit einer dünnen Membran (44) abgeschlossen ist.
  6. Hörgerät nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Schlauch (43) mit einer lymphähnlichen Flüssigkeit gefüllt ist.
  7. Hörgerät nach einem der Ansprüche 2 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß der flüssigkeitsgefüllte Schlauch (43) einen Außendurchmesser von 0,3 bis 1,0 mm, vorzugsweise etwa 0,6 mm und eine Wandstärke von 0,05 bis 0,3 mm, vorzugsweise etwa 0,1 mm hat.
  8. Hörgerät nach einem der Ansprüche 2 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Schlauch (43) mit einem biokompatiblen Draht (45), vorzugsweise Platindraht, umwendelt ist.
  9. Hörgerät nach einem der Ansprüche 2 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß ein oder mehrere Drähte, vorzugsweise Platindrähte, in die Wandung des Schlauchs (43) eingelassen sind.
  10. Hörgerät nach einem der Ansprüche 3 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß der elektromechanische Wandler (21) in einem kreisförmigen oder annähernd kreisförmigen Wandlergehäuse (34) untergebracht ist, das einen Durchmesser von 5 bis 10 mm, vorzugsweise etwa 8 mm, hat.
  11. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der elektromechanische Wandler (21) in ein Gehäuse (12) einer implantierbaren Signalverarbeitungselektronik (14) integriert ist.
  12. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Wandler (21) auf dem elektrodynamischen, elektromagnetischen oder, vorzugsweise, piezoelektrischen Prinzip beruht.
  13. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der elektromechanische Wandler (21) einen, vorzugsweise kreisförmigen, piezoelektrischen Biegeschwinger (35) aufweist, der auf einer Trägermembran (36) sitzt, die in dem den Wandler aufnehmenden Gehäuse (12, 34) eingespannt ist.
  14. Hörgerät nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß der Biegeschwinger (35) aus einer einlagigen piezoelektrischen Scheibe besteht.
  15. Hörgerät nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß der Biegeschwinger (35) eine zu der Trägermembran (36) symmetrische Bimorphstruktur hat, deren beide Lagen (37, 38) elektrisch parallel oder hintereinander geschaltet sind.
  16. Hörgerät nach einem der Ansprüche 13 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß der Biegeschwinger (35,) einen Durchmesser hat, der mindestens dem 0,8-fachen und vorzugsweise mindestens dem 0,9-fachen des Innendurchmessers des zugehörigen Gehäuses (12, 34) entspricht.
  17. Hörgerät nach einem der Ansprüche 13 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Trägermembran (36) den Innenraum des Gehäuses (12, 34) in die mit Flüssigkeit (41) gefüllte Kammer (39) und eine weitere Kammer (40) unterteilt.
  18. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die in der Wandlerkammer (39) befindliche Flüssigkeit eine Dichte und Zusammensetzung hat, welche näherungsweise der Dichte und der Zusammensetzung der Perilymphe entsprechen.
  19. Hörgerät nach Anspruch 17 oder 18, dadurch gekennzeichnet, daß die weitere Kammer (40) des Gehäuses (12, 34) mit einem Edelgas, vorzugsweise Argon, gefüllt ist.
  20. Hörgerät nach einem der Ansprüche 17 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß in der weiteren oder einer dritten Kammer (48) des Gehäuses eine Signalverarbeitungselektronik (14) und/oder ein Mikrophon (13) und/oder eine Energieversorgung (15, 15′) untergebracht sind.
  21. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche,dadurch gekennzeichnet, daß das hydromechanische Koppelelement (23) im implantierten Zustand durch eine Bohrung in der Steigbügelplatte oder eine Bohrung in der Nähe des runden Fensters hindurch in das Innenohr hineinreicht.
  22. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß ein den elektromechanischen Wandler (21) über eine Signalverarbeitungselektronik (14) mit Eingangssignalen versorgendes Mikrophon (13) mit einem akustischen Koppelelement (16) zur Schallaufnahme aus der Paukenhöhle verbunden ist.
  23. Hörgerät nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß als akustisches Koppelelement ein an das Mikrophon (13) angeschlossener Schalleitungsschlauch (16) vorgesehen ist, dessen vom Mikrophon abgewendetes Ende im implantierten Zustand in die Paukenhöhle hineinragt.
  24. Hörgerät nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, daß der Schalleitungsschlauch (16) an dem vom Mikrophon (13) abgewendeten Ende mit einer Membran (18) verschlossen ist.
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19827898C1 (de) * 1998-06-23 1999-11-11 Hans Leysieffer Verfahren und Vorrichtung zur Versorgung eines teil- oder vollimplantierten aktiven Gerätes mit elektrischer Energie
DE102016107517A1 (de) * 2016-04-22 2017-10-26 Medizinische Hochschule Hannover Mittelohrimplantat

Families Citing this family (151)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4104358A1 (de) * 1991-02-13 1992-08-20 Implex Gmbh Implantierbares hoergeraet zur anregung des innenohres
US5282858A (en) * 1991-06-17 1994-02-01 American Cyanamid Company Hermetically sealed implantable transducer
US5531787A (en) * 1993-01-25 1996-07-02 Lesinski; S. George Implantable auditory system with micromachined microsensor and microactuator
US5430801A (en) * 1993-12-14 1995-07-04 Hill; Frank C. Hearing aid
US5772575A (en) * 1995-09-22 1998-06-30 S. George Lesinski Implantable hearing aid
DE69534376T2 (de) * 1995-11-13 2006-06-01 Cochlear Ltd., Lane Cove Implantierbares mikrofon für cochleare implantate
AU2343397A (en) * 1996-03-25 1997-10-17 S. George Lesinski Attaching an implantable hearing aid microactuator
DE19618961B4 (de) * 1996-05-10 2004-09-16 Phonak Ag Gerät zur elektromechanischen Stimulation und Prüfung des Gehörs
WO1997044987A1 (en) * 1996-05-24 1997-11-27 Lesinski S George Improved microphones for an implantable hearing aid
EP1596629A3 (de) * 1996-05-24 2011-09-21 S. George Lesinski Elektronikmodul für ein implantierbares Hörgerät
DE69739657D1 (de) * 1996-07-19 2009-12-31 Armand P Neukermans Biokompatibler, implantierbarer microantrieb für ein hörgerät
US6005955A (en) * 1996-08-07 1999-12-21 St. Croix Medical, Inc. Middle ear transducer
US5899847A (en) 1996-08-07 1999-05-04 St. Croix Medical, Inc. Implantable middle-ear hearing assist system using piezoelectric transducer film
US5836863A (en) 1996-08-07 1998-11-17 St. Croix Medical, Inc. Hearing aid transducer support
US6001129A (en) * 1996-08-07 1999-12-14 St. Croix Medical, Inc. Hearing aid transducer support
US6171229B1 (en) 1996-08-07 2001-01-09 St. Croix Medical, Inc. Ossicular transducer attachment for an implantable hearing device
US5707338A (en) * 1996-08-07 1998-01-13 St. Croix Medical, Inc. Stapes vibrator
US5997466A (en) * 1996-08-07 1999-12-07 St. Croix Medical, Inc. Implantable hearing system having multiple transducers
US5842967A (en) * 1996-08-07 1998-12-01 St. Croix Medical, Inc. Contactless transducer stimulation and sensing of ossicular chain
US5879283A (en) * 1996-08-07 1999-03-09 St. Croix Medical, Inc. Implantable hearing system having multiple transducers
US5762583A (en) * 1996-08-07 1998-06-09 St. Croix Medical, Inc. Piezoelectric film transducer
DE19638158C2 (de) * 1996-09-18 2000-08-31 Implex Hear Tech Ag Implantierbares Mikrofon
US5814095A (en) * 1996-09-18 1998-09-29 Implex Gmbh Spezialhorgerate Implantable microphone and implantable hearing aids utilizing same
DE19638159C2 (de) * 1996-09-18 2000-09-07 Implex Hear Tech Ag Vollständig implantierbare Hörhilfe zur elektrischen Anregung des Gehörs
US6010532A (en) * 1996-11-25 2000-01-04 St. Croix Medical, Inc. Dual path implantable hearing assistance device
SE509135C2 (sv) * 1997-04-11 1998-12-07 Nobel Biocare Ab Hörapparat
US6315710B1 (en) 1997-07-21 2001-11-13 St. Croix Medical, Inc. Hearing system with middle ear transducer mount
US6264603B1 (en) 1997-08-07 2001-07-24 St. Croix Medical, Inc. Middle ear vibration sensor using multiple transducers
US5954628A (en) * 1997-08-07 1999-09-21 St. Croix Medical, Inc. Capacitive input transducers for middle ear sensing
DE19745331A1 (de) * 1997-10-14 1999-04-15 Schumann Klaus Elektronisches Hörgerät
EP0936840A1 (de) * 1998-02-16 1999-08-18 Daniel F. àWengen Implantierbares Hörgerät
US6267731B1 (en) 1998-06-05 2001-07-31 St. Croix Medical, Inc. Method and apparatus for reduced feedback in implantable hearing assistance systems
DE19829637C2 (de) 1998-07-02 2000-10-19 Implex Hear Tech Ag Medizinisches Implantat
DE19837913C2 (de) * 1998-08-20 2000-09-28 Implex Hear Tech Ag Implantierbare Vorrichtung mit einer eine Empfangsspule aufweisenden Ladestromeinspeiseanordnung
DE19838137A1 (de) 1998-08-21 2000-03-02 Implex Hear Tech Ag Vorrichtung und Verfahren zum Laden von wiederaufladbaren Akkumulatoren von Implantaten
DE19840211C1 (de) * 1998-09-03 1999-12-30 Implex Hear Tech Ag Wandler für teil- oder vollimplantierbare Hörgeräte
US6364825B1 (en) 1998-09-24 2002-04-02 St. Croix Medical, Inc. Method and apparatus for improving signal quality in implantable hearing systems
DE19858399C2 (de) * 1998-12-17 2003-02-20 Phonak Ag Staefa Elektroakustischer Wandler für Hörgeräte zur Luftschallabstrahlung in den äußeren Gehörgang
DE19859171C2 (de) 1998-12-21 2000-11-09 Implex Hear Tech Ag Implantierbares Hörgerät mit Tinnitusmaskierer oder Noiser
DE19914992A1 (de) * 1999-04-01 2000-12-07 Implex Hear Tech Ag Implantierbares Hörsystem mit Audiometer
DE19915846C1 (de) 1999-04-08 2000-08-31 Implex Hear Tech Ag Mindestens teilweise implantierbares System zur Rehabilitation einer Hörstörung
US6259951B1 (en) 1999-05-14 2001-07-10 Advanced Bionics Corporation Implantable cochlear stimulator system incorporating combination electrode/transducer
DE19931788C1 (de) * 1999-07-08 2000-11-30 Implex Hear Tech Ag Anordnung zum mechanischen Ankoppeln eines Treibers an eine Ankoppelstelle der Ossikelkette
US6629922B1 (en) 1999-10-29 2003-10-07 Soundport Corporation Flextensional output actuators for surgically implantable hearing aids
US6516228B1 (en) 2000-02-07 2003-02-04 Epic Biosonics Inc. Implantable microphone for use with a hearing aid or cochlear prosthesis
DE10015421C2 (de) 2000-03-28 2002-07-04 Implex Ag Hearing Technology I Teil- oder vollimplantierbares Hörsystem
DE10018360C2 (de) 2000-04-13 2002-10-10 Cochlear Ltd Mindestens teilimplantierbares System zur Rehabilitation einer Hörstörung
DE10018334C1 (de) * 2000-04-13 2002-02-28 Implex Hear Tech Ag Mindestens teilimplantierbares System zur Rehabilitation einer Hörstörung
DE10018361C2 (de) 2000-04-13 2002-10-10 Cochlear Ltd Mindestens teilimplantierbares Cochlea-Implantat-System zur Rehabilitation einer Hörstörung
SE514930C2 (sv) * 2000-06-02 2001-05-21 P & B Res Ab Vibrator för benförankrade samt benledningshörapparater
SE514929C2 (sv) 2000-06-02 2001-05-21 P & B Res Ab Vibrator för benförankrade samt benledningshörapparater
SE523123C2 (sv) * 2000-06-02 2004-03-30 P & B Res Ab Hörapparat som arbetar med principen benledning
DE10030372C2 (de) * 2000-06-16 2002-04-25 Univ Dresden Tech Implantierbarer hydroakustischer Wandler
US6572531B2 (en) * 2000-06-17 2003-06-03 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Reseach Implantable middle ear implant
US6648813B2 (en) 2000-06-17 2003-11-18 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Hearing aid system including speaker implanted in middle ear
JP5124074B2 (ja) 2000-06-30 2013-01-23 コクレア リミテッド 蝸牛インプラント
DE10031832C2 (de) 2000-06-30 2003-04-30 Cochlear Ltd Hörgerät zur Rehabilitation einer Hörstörung
DE10041728A1 (de) 2000-08-25 2002-03-21 Implex Hear Tech Ag Implantierbare medizinische Vorrichtung mit einem hermetisch dichten Gehäuse
DE10041727C2 (de) * 2000-08-25 2003-04-10 Cochlear Ltd Implantierbares hermetisch dichtes Gehäuse für eine implantierbare medizinische Vorrichtung
DE10047388C1 (de) * 2000-09-25 2002-01-10 Implex Hear Tech Ag Mindestens teilweise implantierbares Hörsystem
DE10046938A1 (de) 2000-09-21 2002-04-25 Implex Ag Hearing Technology I Mindestens teilimplantierbares Hörsystem mit direkter mechanischer Stimulation eines lymphatischen Raums des Innenohres
US6707920B2 (en) 2000-12-12 2004-03-16 Otologics Llc Implantable hearing aid microphone
WO2002083034A2 (en) * 2001-04-12 2002-10-24 Otologics Llc Hearing aid with internal acoustic middle ear transducer
US6730015B2 (en) 2001-06-01 2004-05-04 Mike Schugt Flexible transducer supports
DE10136737A1 (de) * 2001-07-27 2003-02-13 Univ Ilmenau Tech Verfahren und Mikrowerkzeug für die minimal-invasive Chirurgie
US6879695B2 (en) * 2001-10-03 2005-04-12 Advanced Bionics Corporation Personal sound link module
US6786860B2 (en) * 2001-10-03 2004-09-07 Advanced Bionics Corporation Hearing aid design
US7127078B2 (en) * 2001-10-03 2006-10-24 Advanced Bionics Corporation Implanted outer ear canal hearing aid
AU2002342150A1 (en) * 2001-10-30 2003-05-12 George S. Lesinski Implantation method for a hearing aid microactuator implanted into the cochlea
US7596408B2 (en) 2002-12-09 2009-09-29 Medtronic, Inc. Implantable medical device with anti-infection agent
AU2003297735A1 (en) 2002-12-09 2004-06-30 Medtronic, Inc. Modular implantable medical device
DE10301723B3 (de) 2003-01-15 2004-09-16 Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH Implantierbarer elektromechanischer Wandler
WO2004091432A2 (en) * 2003-04-12 2004-10-28 Medical Research Products-B, Inc. Percutaneously implantable medical device configured to promote tissue ingrowth
US7794431B2 (en) * 2003-04-12 2010-09-14 Incumed Llc Apparatus and method for facilitating the replacement of an implanted catheter
US7731697B2 (en) * 2003-04-12 2010-06-08 Incumed Llc, A Nevada Limited Liability Co. Apparatus and method for percutaneous catheter implantation and replacement
US7263401B2 (en) 2003-05-16 2007-08-28 Medtronic, Inc. Implantable medical device with a nonhermetic battery
AU2003903839A0 (en) * 2003-07-24 2003-08-07 Cochlear Limited Battery characterisation
AU2003904086A0 (en) * 2003-08-04 2003-08-21 Cochlear Limited Implant battery short circuit protection
US7556597B2 (en) * 2003-11-07 2009-07-07 Otologics, Llc Active vibration attenuation for implantable microphone
US7204799B2 (en) * 2003-11-07 2007-04-17 Otologics, Llc Microphone optimized for implant use
JP3958739B2 (ja) * 2003-12-12 2007-08-15 Ｎｅｃトーキン株式会社 音響振動発生素子
US7651460B2 (en) * 2004-03-22 2010-01-26 The Board Of Regents Of The University Of Oklahoma Totally implantable hearing system
US7214179B2 (en) * 2004-04-01 2007-05-08 Otologics, Llc Low acceleration sensitivity microphone
US7840020B1 (en) 2004-04-01 2010-11-23 Otologics, Llc Low acceleration sensitivity microphone
US7596399B2 (en) 2004-04-29 2009-09-29 Medtronic, Inc Implantation of implantable medical device
US20050245984A1 (en) 2004-04-30 2005-11-03 Medtronic, Inc. Implantable medical device with lubricious material
US7867160B2 (en) * 2004-10-12 2011-01-11 Earlens Corporation Systems and methods for photo-mechanical hearing transduction
US7668325B2 (en) * 2005-05-03 2010-02-23 Earlens Corporation Hearing system having an open chamber for housing components and reducing the occlusion effect
US8295523B2 (en) * 2007-10-04 2012-10-23 SoundBeam LLC Energy delivery and microphone placement methods for improved comfort in an open canal hearing aid
DE102004038078B4 (de) * 2004-07-30 2010-11-25 Technische Universität Dresden Implantierbarer Hörgeräteteil
US8602964B2 (en) * 2004-11-30 2013-12-10 Cochlear Limited Implantable actuator for hearing aid applications
EP1851994B1 (de) * 2005-01-11 2015-07-01 Cochlear Limited Aktive vibrationsdämpfung für ein implantierbares mikrofon
US8096937B2 (en) 2005-01-11 2012-01-17 Otologics, Llc Adaptive cancellation system for implantable hearing instruments
JP4330541B2 (ja) * 2005-01-31 2009-09-16 ヤマハ株式会社 体温利用発電装置およびそれを用いた人工内耳システム
WO2006091808A2 (en) * 2005-02-25 2006-08-31 Medical Research Products-B, Inc. Fully implantable hearing aid system
US7489793B2 (en) 2005-07-08 2009-02-10 Otologics, Llc Implantable microphone with shaped chamber
WO2007011806A2 (en) * 2005-07-18 2007-01-25 Soundquest, Inc. Behind-the-ear auditory device
US20070127757A2 (en) * 2005-07-18 2007-06-07 Soundquest, Inc. Behind-The-Ear-Auditory Device
US7522738B2 (en) * 2005-11-30 2009-04-21 Otologics, Llc Dual feedback control system for implantable hearing instrument
US9084901B2 (en) 2006-04-28 2015-07-21 Medtronic, Inc. Cranial implant
US8021340B2 (en) * 2006-07-05 2011-09-20 Incumed, Llc Enhanced apparatus for percutaneous catheter implantation and replacement
RU2465876C2 (ru) 2006-07-17 2012-11-10 Мед-Эль Электромедицинише Герэте Гмбх Система связи с внутренним ухом
US7720542B2 (en) * 2006-07-17 2010-05-18 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Remote sensing and actuation of fluid in cranial implants
AU2007337981A1 (en) * 2006-12-26 2008-07-03 3Win N.V. Device and method for improving hearing
WO2008128300A1 (en) 2007-04-23 2008-10-30 Cochlear Limited Implant assembly
EP2208367B1 (de) 2007-10-12 2017-09-27 Earlens Corporation Multifunktionssystem und verfahren zum integrierten hören und kommunizieren mit geräuschlöschung und rückkopplungsverwaltung
US8472654B2 (en) * 2007-10-30 2013-06-25 Cochlear Limited Observer-based cancellation system for implantable hearing instruments
US8144910B2 (en) * 2007-11-14 2012-03-27 Siemens Hearing Instruments, Inc. Composite receiver tube for a hearing instrument
US20090306457A1 (en) * 2008-03-31 2009-12-10 Cochlear Limited Implantable hearing system
US8406888B2 (en) * 2008-03-31 2013-03-26 Cochlear Limited Implantable cochlear access device
US8401213B2 (en) * 2008-03-31 2013-03-19 Cochlear Limited Snap-lock coupling system for a prosthetic device
US20090259090A1 (en) * 2008-03-31 2009-10-15 Cochlear Limited Bone conduction hearing device having acoustic feedback reduction system
US8396239B2 (en) 2008-06-17 2013-03-12 Earlens Corporation Optical electro-mechanical hearing devices with combined power and signal architectures
EP2301261B1 (de) 2008-06-17 2019-02-06 Earlens Corporation Optische elektromechanische hörgeräte mit getrennten stromversorgungs- und signalkomponenten
CN102138340B (zh) 2008-06-17 2014-10-08 依耳乐恩斯公司 利用由功率和信号组成的结构的光机电听觉设备
US8301260B2 (en) 2008-08-13 2012-10-30 Daglow Terry D Method of implanting a medical implant to treat hearing loss in a patient, devices for faciliting implantation of such devices, and medical implants for treating hearing loss
WO2010022314A1 (en) * 2008-08-21 2010-02-25 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Multipath stimulation hearing systems
KR101717034B1 (ko) 2008-09-22 2017-03-15 이어렌즈 코포레이션 듣기용 밸런스드 아마추어 장치 및 방법
US9393432B2 (en) 2008-10-31 2016-07-19 Medtronic, Inc. Non-hermetic direct current interconnect
US8771166B2 (en) 2009-05-29 2014-07-08 Cochlear Limited Implantable auditory stimulation system and method with offset implanted microphones
CN102598712A (zh) * 2009-06-05 2012-07-18 音束有限责任公司 光耦合的中耳植入体声学系统和方法
US9544700B2 (en) * 2009-06-15 2017-01-10 Earlens Corporation Optically coupled active ossicular replacement prosthesis
WO2010148345A2 (en) 2009-06-18 2010-12-23 SoundBeam LLC Eardrum implantable devices for hearing systems and methods
US10286215B2 (en) 2009-06-18 2019-05-14 Earlens Corporation Optically coupled cochlear implant systems and methods
US10555100B2 (en) 2009-06-22 2020-02-04 Earlens Corporation Round window coupled hearing systems and methods
CN102598715B (zh) 2009-06-22 2015-08-05 伊尔莱茵斯公司 光耦合骨传导设备、系统及方法
US8845705B2 (en) 2009-06-24 2014-09-30 Earlens Corporation Optical cochlear stimulation devices and methods
US8715154B2 (en) 2009-06-24 2014-05-06 Earlens Corporation Optically coupled cochlear actuator systems and methods
AU2010324854B2 (en) 2009-11-24 2014-03-20 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Implantable microphone for hearing systems
US20110271965A1 (en) * 2010-05-10 2011-11-10 Red Tail Hawk Corporation Multi-Material Hearing Protection Custom Earplug
US20120136197A1 (en) * 2010-11-30 2012-05-31 Van Gerwen Peter B J Hearing prosthesis having a flexible elongate energy transfer mechanism
DK2656639T3 (da) 2010-12-20 2020-06-29 Earlens Corp Anatomisk tilpasset øregangshøreapparat
US20130303835A1 (en) * 2012-05-10 2013-11-14 Otokinetics Inc. Microactuator
US9167362B2 (en) 2012-09-13 2015-10-20 Otokinetics Inc. Implantable receptacle for a hearing aid component
US10034103B2 (en) 2014-03-18 2018-07-24 Earlens Corporation High fidelity and reduced feedback contact hearing apparatus and methods
EP3169396B1 (de) 2014-07-14 2021-04-21 Earlens Corporation Gleitende vorspannung und spitzenunterdrückung für optische hörgeräte
US9924276B2 (en) 2014-11-26 2018-03-20 Earlens Corporation Adjustable venting for hearing instruments
US10284968B2 (en) 2015-05-21 2019-05-07 Cochlear Limited Advanced management of an implantable sound management system
DK3355801T3 (da) 2015-10-02 2021-06-21 Earlens Corp Tilpasset øregangsindretning til lægemiddelafgivelse
US10321247B2 (en) 2015-11-27 2019-06-11 Cochlear Limited External component with inductance and mechanical vibratory functionality
US10492010B2 (en) 2015-12-30 2019-11-26 Earlens Corporations Damping in contact hearing systems
WO2017116791A1 (en) 2015-12-30 2017-07-06 Earlens Corporation Light based hearing systems, apparatus and methods
US11350226B2 (en) 2015-12-30 2022-05-31 Earlens Corporation Charging protocol for rechargeable hearing systems
US11071869B2 (en) 2016-02-24 2021-07-27 Cochlear Limited Implantable device having removable portion
WO2018048794A1 (en) 2016-09-09 2018-03-15 Earlens Corporation Contact hearing systems, apparatus and methods
WO2018093733A1 (en) 2016-11-15 2018-05-24 Earlens Corporation Improved impression procedure
WO2019173470A1 (en) 2018-03-07 2019-09-12 Earlens Corporation Contact hearing device and retention structure materials
WO2019199680A1 (en) 2018-04-09 2019-10-17 Earlens Corporation Dynamic filter
WO2022040568A1 (en) * 2020-08-20 2022-02-24 The Regents Of The University Of California Direct drive hearing aid stimulation methods
WO2022040550A1 (en) * 2020-08-20 2022-02-24 The Regents Of The University Of California Semi-implantable hearing aid
CN114449417B (zh) * 2020-10-30 2022-11-25 华为技术有限公司 扬声器及电子设备

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3594514A (en) * 1970-01-02 1971-07-20 Medtronic Inc Hearing aid with piezoelectric ceramic element
US3764748A (en) * 1972-05-19 1973-10-09 J Branch Implanted hearing aids
GB1440724A (en) * 1972-07-18 1976-06-23 Fredrickson J M Implantable electromagnetic hearing aid
FR2395016A1 (fr) * 1977-06-21 1979-01-19 Ducommun Georges Appareil de correction auditive
US4357497A (en) * 1979-09-24 1982-11-02 Hochmair Ingeborg System for enhancing auditory stimulation and the like
US4756312A (en) * 1984-03-22 1988-07-12 Advanced Hearing Technology, Inc. Magnetic attachment device for insertion and removal of hearing aid
US4850962A (en) * 1984-12-04 1989-07-25 Medical Devices Group, Inc. Implantable hearing aid and method of improving hearing
US4729366A (en) * 1984-12-04 1988-03-08 Medical Devices Group, Inc. Implantable hearing aid and method of improving hearing
US4800884A (en) * 1986-03-07 1989-01-31 Richards Medical Company Magnetic induction hearing aid
US4988333A (en) * 1988-09-09 1991-01-29 Storz Instrument Company Implantable middle ear hearing aid system and acoustic coupler therefor

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19827898C1 (de) * 1998-06-23 1999-11-11 Hans Leysieffer Verfahren und Vorrichtung zur Versorgung eines teil- oder vollimplantierten aktiven Gerätes mit elektrischer Energie
DE102016107517A1 (de) * 2016-04-22 2017-10-26 Medizinische Hochschule Hannover Mittelohrimplantat

Also Published As

Publication number Publication date
EP0400630A3 (de) 1992-08-05
EP0400630A2 (de) 1990-12-05
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DE59009461D1 (de) 1995-09-07
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DE3940632C1 (en) 1990-12-06
DE3918086C1 (de) 1990-09-27

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