DE10041726C1 - Implantierbares Hörsystem mit Mitteln zur Messung der Ankopplungsqualität - Google Patents
Implantierbares Hörsystem mit Mitteln zur Messung der AnkopplungsqualitätInfo
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Abstract
Mindestens teilweise implantierbares Hörsystem zur Rehabilitation einer Hörstörung mit mindestens einem Sensor (10) zur Aufnahme von Schallsignalen und deren Umwandlung in entsprechende elektrische Sensorsignale, einer elektronischen Signalverarbeitungseinheit (12; 74, 77) zur Audiosignalverarbeitung und -verstärkung der Sensorsignale, einer elektrischen Energieversorgungseinheit (30), die einzelne Komponenten des Systems mit Strom versorgt, sowie mit mindestens einem elektromechanischen Ausgangswandler (16, 36) zur mechanischen Stimulation des Mittels- und/oder Innenrohres). Das Hörsystem ist zur objektiven Bestimmung der Ankopplungsqualität des Ausgangswandlers (16, 36) mit einer Impedanzmeßanordnung (25, 38) zum Ermitteln der mechanischen Impedanz der im implantierten Zustand an den Ausgangswandler angekoppelten biologischen Laststruktur versehen.
Description
Die vorliegende Erfindung betrifft ein mindestens teilweise implantierbares Hörsystem zur
Rehabilitation einer Hörstörung mit mindestens einem Sensor zur Aufnahme von
Schallsignalen und deren Umwandlung in entsprechende elektrische Sensorsignale, einer
elektronischen Signalverarbeitungseinheit zur Audiosignalverarbeitung und -verstärkung
der Sensorsignale, einer elektrischen Energieversorgungseinheit, die einzelne
Komponenten des Systems mit Strom versorgt, sowie mit mindestens einem
elektromechanischen Ausgangswandler zur mechanischen Stimulation des Mittel- und/oder
Innenohres.
Ein solches Hörsystem ist in vollimplantierbarer Form aus DE 199 14 993 C1 bekannt. Das
bekannte System weist eine implantatseitige Meßeinheit, die das elektrische Sensorsignal
auf elektronischem Weg meßtechnisch erfaßt und elektronisch aufbereitet, und eine
ebenfalls implantatseitig angeordnete drahtlose Telemetrieeinheit auf, die das meßtech
nisch erfaßte und elektronisch aufbereitete Sensorsignal nach außen zu einer externen
Darstellungs- und/oder Bewertungseinheit übermittelt.
Unter dem Begriff "Hörstörung" sollen vorliegend alle Arten von Innenohrschäden,
kombinierten Innen- und Mittelohrschäden sowie auch zeitweise auftretende oder perma
nente Ohrgeräusche (Tinnitus) verstanden werden.
Teil- oder vollimplantierbare Hörsysteme mit direkter mechanischer Stimulation
unterscheiden sich von konventionellen Hörgeräten insbesondere dadurch, daß das durch
Umwandeln des Schallsignals mittels eines Mikrofons (Sensors) erhaltene und in einer elek
tronischen Signalverarbeitungsstufe verstärkte elektrische Signal nicht einem elektroakusti
schem Wandler (Lautsprecher), sondern einem implantierten elektromechanischen Wandler
zugeführt wird, dessen ausgangsseitige mechanische Schwingungen unmittelbar, also mit
direktem mechanischem Kontakt, dem Mittel- beziehungsweise Innenohr zugeführt werden
oder mittelbar durch einen Kraftschluß über einen Luftspalt bei zum Beispiel elektromagne
tischen Wandlersystemen. Dieses Prinzip gilt unabhängig von einer teilweisen oder
vollständigen Implantation aller notwendigen Systemelemente sowie auch unabhängig davon,
ob eine reine Innenohrschwerhörigkeit bei vollständig intaktem Mittelohr oder eine
kombinierte Schwerhörigkeit (Mittel- und Innenohr geschädigt) rehabilitiert werden soll. In
der jüngeren wissenschaftlichen Literatur sowie in zahlreichen Patentschriften sind
implantierbare elektromechanische Wandler sowie Verfahren zur Ankopplung der mecha
nischen Wandlerschwingungen an das intakte Mittelohr beziehungsweise das Innenohr direkt
zur Rehabilitation einer reinen Innenohrschwerhörigkeit sowie auch an verbleibende Ossikel
des Mittelohres bei artifiziell oder pathologisch verändertem Mittelohr zur Versorgung einer
Schalleitungsschwerhörigkeit sowie deren Kombinationen beschrieben worden.
Als elektromechanisches Wandlerverfahren kommen grundsätzlich alle physikalischen
Wandlungsprinzipien in Frage wie elektromagnetisch, elektrodynamisch, magnetostrik
tiv, dielektrisch und piezoelektrisch. Beim piezoelektrischen Verfahren ist eine mecha
nisch direkte Kopplung der ausgangsseitigen Wandlerschwingungen an die Mittelohros
sikel oder direkt an das ovale Fenster notwendig; beim elektromagnetischen Prinzip
kann die Kraftkopplung einerseits über einen Luftspalt erfolgen ("kontaklos"), das heißt,
nur der Permanentmagnet wird durch dauerhafte Fixation in direkten mechanischen
Kontakt mit einem Mittelohrossikel gebracht. Andererseits besteht die Möglichkeit, den
Wandler vollständig in einem Gehäuse zu realisieren (Spule und Magnet sind mit
kleinstmöglichem Luftspalt gekoppelt) und die ausgangsseitigen Schwingungen über ein
mechanisch steifes Koppelelement mit direktem Kontakt auf die Mittelohrossikel zu
übertragen.
Bei den bekannten Wandler- und Ankopplungsvarianten sind grundsätzlich zwei Implan
tationsprinzipien zu unterscheiden:
- a) Bei dem einen befindet sich der elektromechanische Wandler mit seinem aktiven Wandlerelement selbst im Mittelohrbereich in der Paukenhöhle, und er ist dort mit einem Ossikel oder dem Innenohr direkt verbunden.
- b) Bei dem anderen befindet sich der elektromechanische Wandler mit seinem aktiven Wandlerelement außerhalb des Mittelohrbereiches in einer artifiziell geschaffenen Mastoidhöhle; die ausgangsseitigen mechanischen Schwingungen werden dann mittels mechanisch passiver Koppelelemente über geeignete operative Zugänge (natürlicher aditus ad antrum, Eröffnung des chorda-facialis-Winkels oder über eine artifizielle Bohrung vom Mastoid aus) zum Mittel- beziehungsweise Innenohr übertragen.
Ein Vorteil der Varianten nach a) besteht darin, daß der Wandler als so genannter "Floating
Mass"-Wandler ausgeführt sein kann, das heißt, das Wandlerelement benötig keine "Reaktio"
über eine feste Verschraubung mit dem Schädelknochen, sondern es schwingt aufgrund von
Massenträgheitsgesetzen mit seinem Wandlergehäuse und überträgt diese direkt auf ein
Mittelohrossikel. Dies bedeutet einerseits, daß vorteilhaft auf ein implantierbares Fixations
system an der Schädelkalotte verzichtet werden kann; andererseits bedeutet diese Variante
nachteilig, daß voluminöse artifizielle Elemente in die Paukenhöhle eingebracht werden
müssen und deren Langzeit- und Biostabilität insbesondere bei temporären pathologischen
Veränderungen des Mittelohres (zum Beispiel otits media) heute nicht bekannt beziehungs
weise gewährleistet sind. Ein weiterer wesentlicher Nachteil besteht darin, daß die Wandler
vom Mastoid aus mit ihrer elektrischen Zuleitung ins Mittelohr gebracht werden und dort mit
Hilfe geeigneter operativer Werkzeuge fixiert werden müssen; dies erfordert einen erweiter
ten Zugang durch den chorda-facialis-Winkel und bringt somit eine latente Gefährdung des in
unmittelbarer Nachbarschaft gelegenen Gesichtsnerven (nervus facialis) mit sich. Weiterhin
sind solche "Floating-Mass-Wandler" dann nur noch sehr eingeschränkt oder überhaupt nicht
mehr einsetzbar, wenn das Innenohr zum Beispiel über das ovale Fenster direkt stimuliert
werden soll, weil aufgrund pathologischer Veränderungen zum Beispiel der Amboß wesent
lich geschädigt ist beziehungsweise gar nicht mehr vorhanden ist und somit ein derartiger
Wandler nicht mehr mit einem schwingfähigen und mit dem Innenohr in Verbindung
stehenden Ossikel mechanisch verbunden werden kann.
Ein gewisser Nachteil der Wandlervarianten nach b) ist der Umstand, daß die Wandler
gehäuse mit implantierbaren Positionier- und Fixationssystemen an der Schädelkalotte
befestigt werden müssen. Der wesentliche Vorteil dieser Wandlerausführungsformen nach b)
besteht jedoch darin, daß das Mittelohr weitgehend frei bleibt und der Koppelzugang zum
Mittelohr ohne größeres Gefährdungspotential des nervus facialis erfolgen kann.
Aufgrund der beschriebenen Zugangsvarianten und Ankopplungstechniken implantierbarer
elektromechanischer Hörgerätewandler wurden zahlreiche Koppelelemente entwickelt und
beschrieben, die die mechanische Schwingungsenergie der Wandler möglichst optimal und
langzeitstabil auf den Koppelort des Mittel- bzw. Innenohres übertragen sollen. Weiterhin
wurden auch implantierbare Hörsysteme angegeben, bei denen nicht nur ein, sondern
mehrere elektromechanische Wandler zur Stimulation des geschädigten Gehörs verwendet
werden, um den mehrkanaligen cochleären Verstärker möglichst optimal zu simulieren und
damit eine weitergehende Rehabilitation des geschädigten Gehörs zu erreichen als mit nur
einem Wandler.
Die Ankopplungsqualität des mechanischen Reizes wird durch viele Parameter beinflußt, und
sie trägt entscheidend mit zur Rehabilitation des Hörschadens und zur empfundenen
Hörqualität bei. Intraoperativ ist diese Güte der Ankopplung nur schwer oder gar nicht
einschätzbar, da die Bewegungsamplituden der schwingenden Teile auch bei höchsten
Stimulationspegeln in einem Bereich um oder weit unter 1 µm liegen und daher durch direkte
Sichtkontrolle nicht beurteilbar sind. Selbst wenn dies durch andere technische Meß
methoden gelingt, zum Beispiel durch intraoperative Lasermessungen (beispielsweise durch
Laser-Doppler-Vibrometrie), verbleibt die Unsicherheit einer langzeitstabilen, sicheren
Kopplung, da diese unter anderem durch Nekrosenbildungen, Gewebeneubildungen, Luft
druckänderungen und sonstige externe und interne Einwirkungen negativ beinflußt werden
kann. Insbesondere verbleibt bei vollständig implantierbaren Systemen die Notwendigkeit,
die Ankopplungsqualität des Wandlers beurteilen zu können, da bei einem Vollimplantat
nicht die Möglichkeit besteht, einzelne Systemkomponenten an ihren technischen Schnitt
stellen getrennt zu messen, wenn zum Beispiel der Implantatträger eine nachgelassene
Übertragungsqualität beklagt, die durch Reprogrammierung individueller audiologischer
Anpaßparameter nicht verbesserbar ist und daher ein operativer Eingriff zur Verbesserung
der Situation nicht auszuschließen ist. Auch wenn ein solcher Fall nicht vorliegt, besteht
grundsätzlich das Interesse, über eine aussagefähige Monitorfunktion der Langzeitent
wicklung der Güte der Wandlerankopplung zu verfügen.
In WO-A-98/36711 wird hierzu eine Methode vorgeschlagen, die mit objektiven Hörprü
fungsmethoden wie zum Beispiel ERA (electric response audiometry), ABR (auditory
brainstem response) oder Elektrocochleographie bei teil- und vollimplantierbaren Systemen
mit mechanischer oder elektrischer Stimulation des geschädigten beziehungsweise
ausgefallenen Gehörs arbeitet. Durch elektrische Ableitung über externe Kopfelektroden
oder implantierte Elektroden werden objektiv Stimulusantworten ermittelt, die durch Appli
kation geeigneter stimulierender Reize evoziert werden. Der Vorteil dieser Methode liegt
darin, daß intraoperativ bei vollständiger Anästhesie objektive Daten der Übertragungs
qualität ermittelt werden können. Der wesentliche Nachteil besteht jedoch unter anderem
darin, daß diese objektiven Hörprüfungsmethoden nur qualitativer Natur sein können, im
wesentlichen Daten an der Hörschwelle und nicht oder nur eingeschränkt überschwellig
liefern und insbesondere nur unzureichende quantitative Genauigkeit bei frequenzspezifischen
Messungen aufweisen. Die subjektive Bewertung der Übertragungsqualität sowie subjektive
audiologische Messungen im überschwelligen Bereich wie zum Beispiel Lautheits
skalierungen sind nicht möglich.
Die bekannten Methoden zur Prüfung der Ankopplungsqualität des beziehungsweise der
elektromechanischen Wandler(s) haben jedoch den Nachteil, daß entweder eine subjektive
Bewertung des Patienten in das Ergebnis einfließt oder physiologische Schnittstellen mit in
die Messung einbezogen sind; beide Aspekte machen das Meßergebnis unsicher und stellen
daher insbesondere bezüglich der Reproduzierbarkeit eine nicht optimale Lösung dar.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein mindestens teilweise implantierbares
Hörsystem zu schaffen, das auf besonders zuverlässige Weise selbst intraoperativ eine
objektive Messung der Ankopplungsqualität ermöglicht.
Diese Aufgabe wird dadurch gelöst, daß bei einem mindestens teilweise implantierbaren
Hörsystem zur Rehabilitation einer Hörstörung mit mindestens einem Sensor zur Auf
nahme von Schallsignalen und deren Umwandlung in entsprechende elektrische
Sensorsignale, einer elektronischen Signalverarbeitungseinheit zur Audiosignalverar
beitung und -verstärkung der Sensorsignale, einer elektrischen Energieversorgungs
einheit, die einzelne Komponenten des Systems mit Strom versorgt, sowie mit mindestens
einem elektromechanischen Ausgangswandler zur mechanischen Stimulation des Mittel-
und/oder Innenohres, erfindungsgemäß das Hörsystem zur objektiven Bestimmung der
Ankopplungsqualität des Ausgangswandlers mit einer Impedanz-meßanordnung zum
Ermitteln der mechanischen Impedanz der im implantierten Zustand an den Ausgangswand
ler angekoppelten biologischen Laststruktur versehen ist.
Das Prinzip der vorliegenden Erfindung hat insbesondere den Vorteil, daß die Ankopplungs
qualität des beziehungsweise der Wandler(s) intraoperativ sofort nach Ankopplung an die
biologische Gehörstruktur beurteilt und gegebenenfalls intraoperativ verbessert werden kann,
bevor die Implantation ohne genaues Wissen über den Ankopplungserfolg abgeschlossen
wird, da der Patient im Regelfall in totaler Anästhesie operiert wird und daher psycho
akustische Messungen nicht möglich sind.
Die vorliegende Erfindung bietet weiterhin den Vorteil, daß im postoperativen Zustand die
Ankopplungsqualität des beziehungsweise der Wandler(s) langzeitig objektiv beobachtet
werden kann, ohne daß der Patient irgendeiner besonderen Prozedur unterzogen werden
müßte. Dies erfolgt beispielhaft so, daß die Softwareoberfläche, mit der der Audiologe oder
Hörgeräteakustiker das Implantat des Patienten an den individuellen Hörschaden anpasst, ein
Modul enthält, mit dem automatisch bei Softwareinitialisierung oder per aktivem Abruf eine
implantatseitige Impedanzmessung ausgelöst wird und die entsprechenden Daten
telemetrisch an die Softwareoberfläche zur weiteren Aus- und Bewertung übermittelt
werden.
Weiterhin können erfindungsgemäß ohne aktiven Meßbefehl von außen in bestimmten
zeitlichen Abständen oder bei Eintreten eines bestimmten Implantat-Betriebszustandes solche
Impedanzmessungen vom Implantat selbst ausgelöst und vorgenommem werden, deren
Meßergebnisse als digitale Daten in einem dafür vorgesehenen Speicherbereich des
Implantates bis zum Abruf von außen abgelegt werden.
Die Impedanzmeßanordnung kann eine Anordnung zum Messen der elektrischen
Eingangsimpedanz des beziehungsweise der an die biologischen Laststruktur angekoppelten
elektromechanischen Ausgangswandler(s) aufweisen. Die Betrags- und Phasendaten dieser
elektrischen Eingangsimpedanz spiegeln nämlich die angekoppelten Lastkomponenten wider,
weil diese über die elektromechanische Kopplung des beziehungsweise der Wandler(s)
transformiert auf der elektrischen Seite erscheinen und daher meßbar sind.
Dabei ist vorzugsweise dem beziehungsweise jedem elektromechanischen Ausgangswandler
eine Treibereinheit vorgeschaltet, wobei der betreffende Ausgangswandler an die Treiber
einheit über einen Meßwiderstand angeschlossen ist und ein Meßverstärker vorgesehen ist,
an dem als Eingangssignale die an dem Meßwiderstand abfallende, dem Wandlerstrom pro
portionale Meßspannung und die Wandlerklemmenspannung anliegen. Um Meßverfälschun
gen vorzubeugen, wird zweckmäßig der Spannungsabfall an dem Meßwiderstand hochohmig
und massefrei abgegriffen, und der Meßwiderstand ist vorteilhaft so bemessen, daß die
Summe des Widerstandswertes des Meßwiderstandes und des Betrages der komplexen
elektrischen Eingangsimpedanz des an die biologischen Laststruktur angekoppelten elektro
mechanischen Ausgangswandlers groß gegenüber dem Innenwiderstand der Treibereinheit
ist. Es sind ferner - vorzugsweise digitale - Mittel zur Bildung des Quotienten aus Wandler
klemmenspannung und Wandlerstrom vorgesehen.
Alternativ kann im Rahmen der Erfindung die Impedanzmeßanordnung aber auch zur
direkten Messung der mechanischen Impedanz der an den elektromechanischen
Ausgangswandler angekoppelten biologischen Laststruktur ausgelegt und in den Ausgangs
wandler auf dessen aktorischer Ausgangsseite integriert sein, wobei vorzugsweise die
Impedanzmeßanordnung zum Erzeugen von Meßsignalen ausgelegt ist, die nach Betrag und
Phase der auf die biologische Laststruktur wirkenden Kraft beziehungsweise der Schnelle des
Koppelelementes mindestens näherungsweise proportional sind. In diesem Fall ist zur Verar
beitung der Meßsignale vorteilhaft ein zweikanaliger Meßverstärker mit Multiplexerfunktion
vorgesehen, und es sind - vorzugsweise digitale - Mittel zur Bildung des Quotienten aus dem
Meßsignal entsprechend der auf die biologische Laststruktur wirkenden Kraft und dem
Meßsignal entsprechend der Schnelle des Koppelelementes vorhanden.
Bei der direkten Impedanzmessung können der elektromechanische Ausgangswandler und
die Impedanzmeßanordnung in einem gemeinsamen Gehäuse untergebracht sein, das
gegebenenfalls auch den Meßverstärker aufnimmt.
Die beschriebenen Impedanzmessungen sind in keiner Weise auf eine Meßfrequenz oder
einen Meßpegel beschränkt. Sowohl bei indirekter wie bei direkter Messung der
mechanischen Impedanz der biologischen Laststruktur sind vielmehr vorteilhaft - vorzugs
weise digitale - Mittel zum Ermitteln der mechanischen Impedanz der im implantierten
Zustand an den Ausgangswandler angekoppelten biologischen Laststruktur in Abhängigkeit
von der Frequenz und/oder dem Pegel des von dem Ausgangswandler abgegebenen
Stimulationssignals vorgesehen. Gerade durch Messungen über den gesamten Übertragungs
frequenzbereich und Stimulationspegelbereich des betreffenden Hörimplantates können in
der postoperativen Beobachtungsphase wichtige Detailaussagen über lineare und insbeson
dere nichtlineare Variationen der Ankopplungsqualität des beziehungsweise der elektrome
chanischen Wandler gewonnen werden. So kann beispielsweise erwartet werden, daß eine
mechanische Nichtlinearität der Ankopplung an ein Mittelohrossikel ("Klirren"), welche die
übertragene Klangqualität negativ beeinflussen kann, durch elektrische Pegelvariation der
Impedanzmessung ermittelt werden kann.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung können durch - vorzugsweise digitale - Mittel zum
Ermitteln der spektralen Lage von Resonanzfrequenzen in dem Verlauf der gemessenen
Impedanz über der Stimulationsfrequenz sowie zum Ermitteln der Differenz zwischen den
bei den Resonanzfrequenzen auftretenden Impedanzmeßwerten vorgesehen sein. Diese
Differenz gibt Auskunft über die mechanischen Schwinggüten.
Das erläuterte Vorgehen läßt sich grundsätzlich bei allen bekannten elektromechanischen
Wandlungsprinzipien wie elektromagnetischen, elektrodynamischen, magnetostriktiven,
dielektrischen und insbesondere bei piezoelektrischen Wandlern einsetzen, so daß bei der
Systemauslegung des Hörimplantates bezüglich der Wandlerform(en) prinzipiell keine
Einschränkung besteht und damit bei mehrkanaliger aktorischer Systemauslegung auch
Mischformen verschiedener Wandlerprinzipien zur optimalen Gehörstimulation möglich sind.
Der elektromechanische Ausgangswandler kann im implantierten Zustand mit der biolo
gischen Laststruktur über ein passives Koppelelement und/oder über eine Koppelstange
in mechanischer Verbindung stehen, und die Impedanzmeßanordnung kann in die
Koppelstange eingefügt sein.
Vorzugsweise ist die elektronische Signalverarbeitungseinheit auch zum Verarbeiten der
Signale der Impedanzmeßanordnung ausgelegt. Vorteilhaft weist die Signalverarbei
tungseinheit einen digitalen Signalprozessor zum Verarbeiten der Schallsensorsignale
und/oder zum Generieren von digitalen Signalen für eine Tinnitusmaskierung sowie zum
Verarbeiten der Signale der Impedanzmeßanordnung auf. Zur jeweiligen aktuellen
Messung der elektrischen Wandlerimpedanz kann der Signalprozessor das Audiosignal des
Hörsystems kurzzeitig unterbrechen, um die entsprechenden Meßsignale einzuspeisen, die
beispielsweise vom Signalprozessor selbst erzeugt werden.
Wenn auf ein Pegelanalyse bezüglich Nichtlinearitäten der Wandlerankopplung über den
ganzen Pegelnutzbereich des Implantates verzichtet wird, kann die elektrische Wandlerim
pedanzmessung auch unterhalb der Ruhehörschwelle des individuellen Patienten erfolgen, um
den Patienten nicht durch die Meßsignale zu stören. Dazu können die individuellen,
spektralen Ruhehörschwelledaten des betreffenden Patienten in einem Speicherbereich des
Systems abgelegt sein, auf welche die Meßsoftware des Signalprozessors dann jeweils
Bezug nimmt.
Der Signalprozessor kann statisch in der Weise ausgelegt sein, daß entsprechende
Softwaremodule aufgrund wissenschaftlicher Erkenntnisse einmalig in einem Programm
speicher des Signalprozessors abgelegt werden und unverändert bleiben. Liegen dann
aber später zum Beispiel aufgrund neuerer wissenschaftlicher Erkenntnisse verbesserte
Algorithmen zur Sprachsignalaufbereitung und -verarbeitung vor und sollen diese
genutzt werden, muß durch einen invasiven, operativen Patienteneingriff das gesamte
Implantat oder das Implantatmodul, das die entsprechende Signalverarbeitungseinheit
enthält, gegen ein neues mit der veränderten Betriebssoftware ausgetauscht werden.
Dieser Eingriff birgt erneute medizinische Risiken für den Patienten und ist mit hohem
Aufwand verbunden.
Diesem Problem kann dadurch begegnet werden, daß in weiterer Ausgestaltung der
Erfindung dem Signalprozessor zur Aufnahme und Wiedergabe eines Betriebspro
gramms eine wiederholt beschreibbare, implantierbare Speicheranordnung zugeordnet
ist, und mindestens Teile des Betriebsprogramms durch von einer externen Einheit über
eine Telemetrieeinrichtung übermittelte Daten geändert oder ausgetauscht werden
können. Auf diese Weise läßt sich nach Implantation des implantierbaren Systems die
Betriebssoftware, einschließlich von Software zur Ansteuerung der vorstehend erläuter
ten schaltbaren Kupplungsanordnung, als solche verändern oder auch vollständig
austauschen.
Bevorzugt ist die Auslegung so beschaffen, daß darüber hinaus bei vollimplantierbaren
Systemen auch in an sich bekannter Weise Betriebsparameter, das heißt patientenspezifi
sche Daten, wie beispielsweise audiologische Anpaßdaten, oder veränderbare Implantat
systemparameter (zum Beispiel als Variable in einem Softwareprogramm zur Ansteue
rung der schaltbaren Kupplungsanordnung oder zur Regelung einer Batterienachladung)
nach der Implantation transkutan, das heißt drahtlos durch die geschlossene Haut, in das
Implantat übertragen und damit verändert werden können. Dabei sind die Softwaremo
dule bevorzugt dynamisch, oder mit anderen Worten lernfähig, ausgelegt, um zu einer
möglichst optimalen Rehabilitation der jeweiligen Hörstörung zu kommen. Insbesondere
können die Softwaremodule adaptiv ausgelegt sein, und eine Parameteranpassung kann
durch "Training" durch den Implantatträger und weitere Hilfsmittel vorgenommen
werden.
Weiterhin kann die Signalverarbeitungselektronik ein Softwaremodul enthalten, das eine
möglichst optimale Stimulation auf der Basis eines lernfähigen neuronalen Netzwerkes
erreicht. Das Training dieses neuronalen Netzwerks kann durch den Implantatträger
erfolgen und/oder unter Zuhilfenahme weiterer externer Hilfsmittel.
Die Speicheranordnung zum Speichern von Betriebsparametern und die Speicheranord
nung zur Aufnahme und Wiedergabe des Betriebsprogramms können als voneinander
unabhängige Speicher implementiert sein; es kann sich jedoch auch um einen einzigen
Speicher handeln, in dem sowohl Betriebsparameter als auch Betriebsprogramme
abgelegt werden können.
Die vorliegende Lösung erlaubt eine Anpassung des Systems an Gegebenheiten, die erst
nach Implantation des implantierbaren Systems erfaßbar sind. So sind beispielsweise bei
einem mindestens teilweise implantierbaren Hörsystem zur Rehabilitation einer monau
ralen oder binauralen Innenohrstörung sowie eines Tinnitus mit mechanischer Stimula
tion des Innenohres die sensorischen (Schallsensor beziehungsweise Mikrofon) und
aktorischen (Ausgangsstimulator) biologischen Schnittstellen immer abhängig von den
anatomischen, biologischen und neurophysiologischen Gegebenheiten, zum Beispiel von
dem interindividuellen Einheilprozeß. Diese Schnittstellenparameter können individuell
insbesondere auch zeitvariant sein. So können beispielsweise das Übertragungsverhalten
eines implantierten Mikrofons aufgrund von Gewebebelägen und das Übertragungsver
halten eines an das Innenohr angekoppelten elektromechanischen Wandlers aufgrund
unterschiedlicher Ankopplungsqualität interindividuell und individuell variieren. Solche
Unterschiede der Schnittstellenparameter, die sich bei den aus dem Stand der Technik
bekannten Vorrichtungen nicht einmal durch den Austausch des Implantats mindern
beziehungsweise eliminieren ließen, können vorliegend durch Veränderung beziehungs
weise Verbesserung der Signalverarbeitung des Implantats optimiert werden.
Bei einem mindestens teilweise implantierbaren Hörsystem kann es sinnvoll oder
notwendig werden, nach Implantation verbesserte Signalverarbeitungsalgorithmen zu
implementieren. Dabei sind insbesondere zu nennen:
- - Sprachanalyseverfahren (zum Beispiel Optimierung einer Fast-Fourier-Transfor mation (FFT)),
- - statische oder adaptive Störschallerkennungsverfahren,
- - statische oder adaptive Störschallunterdrückungsverfahren,
- - Verfahren zur Optimierung des systeminternen Signal-Rauschabstandes,
- - optimierte Signalverarbeitungsstrategien bei progredienter Hörstörung,
- - ausgangspegelbegrenzende Verfahren zum Schutz des Patienten bei Implantat fehlfunktionen beziehungsweise externen Fehlprogrammierungen,
- - Verfahren zur Vorverarbeitung mehrerer Sensor-(Mikrofon-)signale, insbeson dere bei binauraler Positionierung der Sensoren,
- - Verfahren zur binauralen Verarbeitung zweier oder mehrerer Sensorsignale bei binauraler Sensorpositionierung, zum Beispiel Optimierung des räumlichen Hörens beziehungsweise Raumorientierung,
- - Phasen- beziehungsweise Gruppenlaufzeit-Optimierung bei binauraler Signalverar beitung,
- - Verfahren zur optimierten Ansteuerung der Ausgangsstimulatoren, insbesondere bei binauraler Positionierung der Stimulatoren.
Mit dem vorliegenden System lassen sich auch nach der Implantation unter anderem die
folgenden Signalverarbeitungsalgorithmen implementieren:
- - Verfahren zur Rückkopplungsunterdrückung beziehungsweise -minderung,
- - Verfahren zur Optimierung des Betriebsverhaltens des beziehungsweise der Ausgangswandler (zum Beispiel Frequenz- und Phasengangoptimierung, Verbes serung des Impulsübertragungsverhaltens),
- - Sprachsignal-Kompressionsverfahren bei Innenohrschwerhörigkeiten,
- - Signalverarbeitungsmethoden zur Recruitment-Kompensation bei Innenohr schwerhörigkeiten.
Des weiteren ist bei Implantatsystemen mit einer sekundären Energieversorgungseinheit,
das heißt einem nachladbaren Akkumulatorsystem, aber auch bei Systemen mit primärer
Batterieversorgung davon auszugehen, daß diese elektrischen Energiespeicher mit
voranschreitender Technologie immer größere Lebensdauern und damit steigende
Verweilzeiten im Patienten ermöglichen. Es ist davon auszugehen, daß die Grundlagen-
und Applikationsforschung für Signalverarbeitungsalgorithmen schnelle Fortschritte
macht. Die Notwendigkeit oder der Patientenwunsch einer Betriebssoftwareanpassung
beziehungsweise -veränderung wird daher voraussichtlich vor Ablauf der Lebensdauer
der implantatinternen Energiequelle eintreten. Das vorliegend beschriebene System
erlaubt eine derartige Anpassung der Betriebsprogramme des Implantats auch im bereits
implantierten Zustand.
Vorzugsweise ist ferner eine Zwischenspeicheranordnung vorgesehen, in welcher von
der externen Einheit über die Telemetrieeinrichtung übermittelte Daten vor dem Weiter
leiten an den Signalprozessor zwischengespeichert werden können. Auf diese Weise läßt
sich der Übertragungsvorgang von der externen Einheit zu dem implantierten System
abschließen, bevor die über die Telemetrieeinrichtung übermittelten Daten an den
Signalprozessor weitergeleitet werden.
Des weiteren kann eine Überprüfungslogik vorgesehen sein, die in der Zwischenspei
cheranordnung gespeicherte Daten vor dem Weiterleiten an den Signalprozessor einer
Überprüfung unterzieht. Es kann ein Mikroprozessorbaustein, insbesondere ein Mikro
controller, zum implantatinternen Steuern des Signalprozessors über einen Datenbus
vorgesehen sein, wobei zweckmäßig die Überprüfungslogik und die Zwischenspeicher
anordnung in dem Mikroprozessorbaustein implementiert sind und wobei über den
Datenbus und die Telemetrieeinrichtung auch Programmteile oder ganze Software
module zwischen der Außenwelt, dem Mikroprozessorbaustein und dem Signal
prozessor übermittelt werden können.
Dem Mikroprozessorbaustein ist vorzugsweise eine implantierbare Speicheranordnung
zum Speichern eines Arbeitsprogramms für den Mikroprozessorbaustein zugeordnet,
und mindestens Teile des Arbeitsprogramms für den Mikroprozessorbaustein können
durch von der externen Einheit über die Telemetrieeinrichtung übermittelte Daten
geändert oder ausgetauscht werden.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung können mindestens zwei Speicherbereiche zur
Aufnahme und Wiedergabe mindestens des Betriebsprogramms des Signalprozessors
vorgesehen sein. Dies trägt zur Fehlersicherheit des Systems bei, indem durch das
mehrfache Vorhandensein des Speicherbereichs, welcher das beziehungsweise die
Betriebsprogramme enthält, beispielsweise nach einer Übertragung von extern oder aber
beim Einschalten des Implantats eine Überprüfung der Fehlerfreiheit der Software
durchgeführt werden kann.
Analog hierzu kann auch die Zwischenspeicheranordnung mindestens zwei Speicherbe
reiche zur Aufnahme und Wiedergabe von von der externen Einheit über die Telemetrie
einrichtung übermittelten Daten aufweisen, so daß nach einer Datenübertragung von der
externen Einheit noch im Bereich des Zwischenspeichers eine Überprüfung der
Fehlerfreiheit der übermittelten Daten vorgenommen werden kann. Die Speicherbereiche
können zur beispielsweise komplementären Ablage der von der externen Einheit
übermittelten Daten ausgelegt sein. Mindestens einer der Speicherbereiche der Zwi
schenspeicheranordnung kann aber auch zur Aufnahme nur eines Teils der von der
externen Einheit übermittelten Daten ausgelegt sein, wobei in diesem Fall die Überprü
fung der Fehlerfreiheit der übermittelten Daten abschnittsweise erfolgt.
Um zu gewährleisten, daß bei Übertragungsfehlern ein erneuter Übertragungsvorgang
gestartet werden kann, kann dem Signalprozessor ferner ein vorprogrammierter, nicht
überschreibbarer Festspeicherbereich zugeordnet sein, in welchem die für einen
"Minimalbetrieb" des Systems erforderlichen Anweisungen und Parameter gespeichert
sind, beispielsweise Anweisungen, die nach einem "Systemabsturz" zumindest einen
fehlerfreien Betrieb der Telemetrieeinrichtung zum Empfang eines Betriebsprogramms
sowie Anweisungen zum Einspeichern desselben in die Steuerlogik gewährleisten.
Wie bereits erwähnt, ist die Telemetrieeinrichtung in vorteilhafter Weise außer zum
Empfang von Betriebsprogrammen von der externen Einheit auch zur Übermittlung von
Betriebsparametern zwischen dem implantierbaren Teil des Systems und der externen
Einheit ausgelegt, so daß einerseits solche Parameter von einem Arzt, einem Hörgeräte
akustiker oder dem Träger des Systems selbst eingestellt werden können (zum Beispiel
Lautstärke), andererseits das System aber auch Parameter an die externe Einheit
übermitteln kann, beispielsweise um den Status des Systems zu überprüfen.
Ein vollständig implantierbares Hörsystem der vorliegend erläuterten Art kann implan
tatseitig neben der aktorischen Stimulationsanordnung und der Signalverarbeitungsein
heit mindestens einen implantierbaren Schallsensor und ein nachladbares elektrisches
Speicherelement aufweisen, wobei in einem solchen Fall eine drahtlose, transkutane
Ladevorrichtung zum Laden des Speicherelements vorgesehen sein kann. Es versteht
sich jedoch, daß zur Energieversorgung auch eine Primärzelle oder eine andere
Energieversorgungseinheit vorhanden sein kann, die keine transkutane Nachladung
benötigt. Dies gilt insbesondere, wenn man berücksichtigt, daß in naher Zukunft vor
allem durch Weiterentwicklung der Prozessortechnologie mit wesentlicher Verminde
rung des Energiebedarfs für elektronische Signalverarbeitung zu rechnen ist, so daß für
implantierbare Hörsysteme neue Energieversorgungsformen praktisch anwendbar
werden, zum Beispiel eine den Seebeck-Effekt nutzende Energieversorgung. Vorzugs
weise ist auch eine drahtlose Fernbedienung zur Steuerung der Implantatfunktionen
durch den Implantatträger vorhanden.
Bei teilimplantierbarer Ausbildung des Hörsystems sind mindestens ein Schallsensor, die
elektronische Signalverarbeitungseinheit, die Energieversorgungseinheit sowie eine
Modulator/Sender-Einheit in einem extern am Körper, vorzugsweise am Kopf über dem
Implantat, zu tragenden externen Modul enthalten. Das Implantat weist den ausgangs
seitigen elektromechanischen Wandler und die schaltbare Kupplungsanordnung auf, ist
aber energetisch passiv und empfängt seine Betriebsenergie und Steuerdaten für den
ausgangsseitigen Wandler und die schaltbare Kupplungsanordnung über die Modula
tor/Sender-Einheit im externen Modul.
Das beschriebene System kann bei vollimplantierbarer Auslegung ebenso wie bei
teilimplantierbarem Aufbau monaural oder binaural ausgelegt sein. Ein binaurales
System zur Rehabilitation einer Hörstörung beider Ohren weist zwei Systemeinheiten
auf, die jeweils einem der beiden Ohren zugeordnet sind. Dabei können die beiden
Systemeinheiten einander im wesentlichen gleich sein. Es kann aber auch die eine
Systemeinheit als Master-Einheit und die andere Systemeinheit als von der Master-
Einheit gesteuerte Slave-Einheit ausgelegt sein. Die Signalverarbeitungsmodule der
beiden Systemeinheiten können auf beliebige Weise, insbesondere über eine drahtgebun
dene implantierbare Leitungsverbindung oder über eine drahtlose Verbindung, vorzugs
weise eine bidirektionale Hochfrequenzstrecke, eine körperschallgekoppelte Ultra
schallstrecke oder eine die elektrische Leitfähigkeit des Gewebes des Implantatträgers
ausnutzende Datenübertragungsstrecke, so miteinander kommunizieren, daß in beiden
Systemeinheiten eine optimierte binaurale Signalverarbeitung und Wandler-Array-
Ansteuerung erreicht wird.
Bevorzugte Ausführungsbeispiele des erfindungsgemäßen Hörsystems beziehungsweise
möglicher teil- und vollimplantierbarer Gesamtsysteme sind nachstehend unter Bezugnahme
auf die beiliegenden Zeichnungen näher beschrieben. Es zeigen:
Fig. 1 ein Blockschaltbild eines vollimplantierbaren Hörsystems zur Rehabilitation
einer Mittel- und/oder Innenohrstörung und/oder eines Tinnitus mit Mitteln
zur elektrischen Wandlerimpedanzmessung,
Fig. 2 beispielhaft eine mögliche Ausführungsform des Impedanzmeßsystems für
einen Wandlerkanal gemäß Fig. 1,
Fig. 3 ein elektromechanisches Ersatzschaltbild für die Näherung eines piezo
elektrischen Ausgangswandlers mit angekoppelten biologischen
Lastkomponenten,
Fig. 4 ein Ersatzschaltbild der elektrischen Wandlerimpedanz Z L entsprechend
Fig. 3,
Fig. 5 den Verlauf des Betrages der elektrischen Wandlerimpedanz /Z L/ über der
Frequenz f gemäß Fig. 4 in doppeltlogarithmischer Darstellung,
Fig. 6 ein Ausführungsbeispiel eines vollimplantierbaren Hörsystems mit direkter
mechanischer Impedanzmessung,
Fig. 7 ein weiteres Ausführungsbeispiel eines vollimplantierbaren Hörsystems mit
direkter mechanischer Impedanzmessung
Fig. 8 ein Ausführungsbeispiel eines piezoelektrischen Wandlersystems mit einem
Meßsystem zur Bestimmung der mechanischen Impedanz gemäß Fig. 6,
Fig. 9 ein Ausführungsbeispiel eines piezoelektrischen Wandlersystems mit einem
Meßsystem zur Bestimmung der mechanischen Impedanz gemäß Fig. 7,
Fig. 10 ein vollimplantierbares Hörsystem gemäß vorliegender Erfindung sowie
Fig. 11 ein teilimplantierbares Hörsystem gemäß vorliegender Erfindung.
Bei dem vollimplantierbaren Hörsystem gemäß Fig. 1 wird das externe Schallsignal über
einen oder mehrere Schallsensoren (Mikrofone) 10a bis 10n aufgenommen und in
analoge elektrische Signale umgewandelt. Im Falle einer Implantatrealisierung zur
ausschließlichen Rehabilitation eines Tinnitus durch Maskierung oder Noiserfunktion
ohne zusätzliche Hörgerätefunktion entfallen diese Sensorfunktionen. Die elektrischen
Sensorsignale werden an eine Einheit 11 geleitet, die Teil eines implantierbaren
Elektronikmoduls 12 ist und in welcher das oder die Sensorsignale ausgewählt,
vorverarbeitet und in Digitalsignale umgewandelt werden (A/D-Wandlung). Die
Vorverarbeitung kann beispielsweise in einer analogen linearen oder nicht-linearen
Vorverstärkung und Filterung (zum Beispiel Antialiasing-Filterung) bestehen. Das
beziehungsweise die digitalisierten Sensorsignale werden einem digitalen Signalprozes
sor (DSP) 13 zugeführt, der die bestimmungsgemäße Funktion des Hörimplantates
ausführt, wie zum Beispiel Audiosignalverarbeitung bei einem System für Innenohr
schwerhörigkeiten und/oder Signalgenerierung im Fall eines Tinnitusmaskierers oder
Noisers. Der Signalprozessor 13 enthält einen nicht überschreibbaren Festspeicherbe
reich S0, in welchem die für einen "Minimalbetrieb" des Systems erforderlichen
Anweisungen und Parameter gespeichert sind, sowie einen Speicherbereich S1, in dem
die Betriebssoftware der bestimmungsgemäßen Funktion beziehungsweise Funktionen
des Implantatsystems abgelegt sind. Vorzugsweise ist dieser Speicherbereich doppelt
vorhanden sein (S1 und S2). Der wiederholt beschreibbare Programmspeicher zur
Aufnahme der Betriebssoftware kann auf EEPROM-Basis oder RAM-Zellen basieren,
wobei in diesem Fall dafür gesorgt sollte, daß dieser RAM-Bereich immer durch das
implantatinterne Energieversorgungssystem "gepuffert" ist.
Die digitalen Ausgangssignale des Signalprozessors 13 werden in einem Digital-Analog-
Wandler (D/A) 14 in Analogsignale umgewandelt. Dieser D/A-Wandler kann je nach
Implantatfunktion auch mehrfach ausgelegt sein beziehungsweise völlig entfallen, wenn
zum Beispiel im Falle eines Hörsystems mit elektromagnetischem Ausgangswandler
direkt ein zum Beispiel pulsweitenmoduliertes, serielles digitales Ausgangssignal des
Signalprozessors 13 direkt an den Ausgangswandler übermittelt wird. Das analoge
Ausgangssignal des Digital-Analog-Wandlers 14 ist dann zu einer Treibereinheit 15
geführt, die je nach Implantatfunktion einen ausgangsseitigen elektromechanischen
Wandler 16 zur Stimulation des Mittel- beziehungsweise Innenohres ansteuert.
Bei der in Fig. 1 dargestellten Ausführungsform werden die Signalbearbeitungskompo
nenten 11 und 13 bis 15 durch einen Mikrocontroller 17 (µC) mit einem oder zwei
zugehörigen Speichern S4 beziehungsweise S5 über einen bidirektionalen Datenbus 18
gesteuert. In dem beziehungsweise den Speicherbereichen S4 und S5 können insbeson
dere die Betriebsoftwareanteile des Implantatmanagementsystems abgelegt sein, zum
Beispiel Verwaltungsüberwachungs- und Telemetriefunktionen. In den Speichern S1
und/oder S2 können auch von außen veränderliche, patientenspezifische wie zum
Beispiel audiologische Anpaßparameter abgelegt sein. Ferner weist der Mikrocontroller
17 einen wiederholt beschreibbaren Speicher S3 auf, in welchem ein Arbeitsprogramm
für den Mikrocontroller 17 abgelegt ist.
Der Mikrocontroller 17 kommuniziert über einen Datenbus 19 mit einem Telemetrie
system (TS) 20. Dieses Telemetriesystem 20 kommuniziert seinerseits durch die bei 21
angedeutete geschlossene Haut beispielweise über eine nicht dargestellte induktive
Spulenkopplung drahtlos bidirektional mit einem externen Programmiersystem (PS) 22.
Das Programmiersystem 22 kann vorteilhaft ein PC-basiertes System mit entsprechen
der Programmier-, Bearbeitungs-, Darstellungs- und Verwaltungssoftware sein. Über
diese Telemetrieschnittstelle wird die zu verändernde beziehungsweise ganz auszutau
schende Betriebssoftware des Implantatsystems übertragen und zunächst in dem
Speicherbereich S4 und/oder S5 des Mikrocontrollers 17 zwischengespeichert. So kann
zum Beispiel der Speicherbereich S5 für eine komplementäre Ablage der von dem
externen System übermittelten Daten benutzt werden, und eine einfache Verifikation der
Softwareübertragung durch einen Lesevorgang über die Telemetrieschnittstelle kann
durchgeführt werden, um die Koinzidenz der Inhalte der Speicherbereiche S4 und S5 zu
überprüfen, bevor der Inhalt des wiederholt beschreibbaren Speicher S3 geändert oder
ausgetauscht wird.
Die Betriebssoftware des mindestens teilweise implantierbaren Hörsystems soll gemäß
der vorliegend verwendeten Nomenklatur sowohl die Betriebssoftware des Mikro
controllers 17 (zum Beispiel Housekeeping-Funktionen, wie Energiemanagement oder
Telemetriefunktionen) als auch die Betriebssoftware des digitalen Signalprozessors 13
umfassen. So kann zum Beispiel eine einfache Verifikation der Softwareübertragung
durch einen Lesevorgang über die Telemetrieschnittstelle durchgeführt werden, bevor
die Betriebssoftware oder die entsprechenden Signalverarbeitungsanteile dieser Software
in den Programmspeicherbereich S1 des digitalen Signalprozessors 13 über den
Datenbus 18 übertragen werden. Ferner kann auch das Arbeitsprogramm für den
Mikrocontroller 17, das beispielsweise in dem wiederholt beschreibbaren Speicher S3
eingespeichert ist, über die Telemetrieschnittstelle 20 ganz oder teilweise mit Hilfe der
externen Einheit 22 geändert oder ausgetauscht werden.
Auf den D/A-Wandler 14 und den dem jeweils vorliegenden Wandlerprinzip des Ausgangs
wandlers 16 angepassten Treiberverstärker 15 folgt ein nachstehend näher erläutertes
Meßsystem (IMS) 25 zur analogen Ermittlung der elektrischen Wandlerimpedanz. Die von
dem Meßsystem 25 gelieferten analogen Meßdaten werden über einen Meßverstärker 26 und
einen zugehörigen A/D-Wandler 27 verstärkt und in digitale Meßdaten umgeformt. Die
digitalen Meßdaten werden zu dem digitalen Signalprozessor 13 des Hörsystems zur
weiteren Verarbeitung und/oder Speicherung übermittelt. Dieses Treiber- und Impedanzer
fassungssystem mit zugehörigem elektromechanischem Ausgangswandler 16 ist in Fig. 1
gestrichelt umrandet als Einheit 28 dargestellt. Über den Mikrokontroller 17 und die
Telemetrieeinheit 20 können die Impedanzmeßdaten an die Außenwelt zu dem Programmier-
und Darstellungssystem 22 (zum Beispiel ein PC mit entsprechender Hardwareschnittstelle)
übermittelt werden.
Sind in dem implantierbaren Hörsystem mehrere elektromechanische Ausgangswandler
vorhanden, ist die Einheit 28 entsprechend mehrfach vorzusehen, wie dies in Fig. 1
gestrichelt dargestellt ist. Die jeweiligen Impedanzmeßdaten werden dem digitalen Signal
prozessor 13 dann über eine entsprechende digitale Datenbusstruktur zur Verfügung gestellt
(in Fig. 1 nicht dargestellt).
Alle elektronischen Komponenten des Implantatsystems werden durch eine primäre oder
sekundäre Batterie 30 mit elektrischer Betriebsenergie versorgt.
Fig. 2 zeigt eine mögliche, einfache Ausführungsform des Impedanzmeßsystems 25 für einen
Wandlerkanal gemäß Fig. 1. Die von dem digitalen Signalprozessor 13 kommenden digi
talen Treiberdaten für den elektromechanischen Wandler 16 werden von dem D/A-Wandler
14 in ein analoges Signal verwandelt und dem Wandlertreiber 15 zugeführt. Im vorliegenden
Beispiel ist der Ausgang des Treibers 15 als Spannungsquelle Uo mit dem Innenwiderstand Ri
dargestellt. Das analoge Ausgangssignal dieses Treibers 15 wird dem eine komplexe
elektrische Impedanz Z L aufweisenden elektromechanischen Wandler 16 über einen Meß
widerstand Rm zugeführt.
Ist die Summe von Rm und dem Betrag von Z L groß gegen Ri, so erfolgt eine Spannungsein
prägung auf den elektromechanischen Wandler 16. Greift man den Spannungsabfall an Rm
mit dem dargestellten Meßverstärker (MV) 26 entsprechend hochohmig und massefrei ab,
steht eine dem Wandlerstrom I W proportionale Meßspannung U I zur Verfügung. Gleichzeitig
steht dem Meßverstärker 26 die Wandlerklemmenspannung U W zur Verfügung. Durch
entsprechende A/D-Wandlung dieser Meßspannungen in dem A/D-Wandler 27 stehen dem
digitalen Signalprozessor 13 beide Datensätze digital zur Verfügung. Durch entsprechende
digitale Quotientenbildung ist somit die Ermittlung der komplexen elektrischen Wandlerim
pedanz Z L = U W/I W nach Betrag und Phase möglich. Die jeweiligen Grundfunktionen der
Treiber- und Impedanzmeßeinheit 28 werden über einen digitalen Steuerbus 31 von dem
Mikrokontroller 17 aus eingestellt.
Fig. 3 zeigt in einem elektromechanischen Ersatzschaltbild die Näherung eines
piezoelektrischen Wandlers mit angekoppelten biologischen Lastkomponenten. Der
piezoelektrische Wandler wird auf der elektrischen Impedanzseite Z E1 im wesentlichen durch
eine Ruhekapazität Co und einen Verlustleitwert G bestimmt. Auf einen elektromechanischen
Einheitswandler 33 mit einem elektromechanischen Wandlerfaktor α folgen die mecha
nischen Komponenten des Wandlers selbst, die die mechanische Impedanz Z W darstellen.
Wird ein piezoelektrischer Wandler hochabgestimmt betrieben, das heißt, liegt die erste
mechanische Resonanzfrequenz am oberen Ende des spektralen Übertragungsbereiches, dann
wird die mechanische Impedanz des Wandlers Z W in erster Näherung gut durch die
mechanischen Komponenten dynamische Wandlermasse mW, Wandlersteifigkeit sW und den
Wandlerreibwiderstand (realer Anteil) WW bestimmt. Auch die biologische, mechanische
Lastimpedanz Z B soll im vorliegenden Beispiel durch die drei mechanischen Impedanz
komponenten Masse mB (zum Beispiel Masse eines Mittelohrossikels), Steifigkeit sB (zum
Beispiel Steifigkeit des einspannenden Ringbandes der Steigbügelfußplatte im ovalen
Fenster) und Reibwiderstand WB (zum Beispiel Bindegewebe an der Ankoppelstelle)
angenähert sein. Unter der Annahme, daß auf der mechanischen Lastseite sowohl die
Wandler- wie auch die biologischen Lastkomponenten dieselbe Schnelle erfahren
(mechanische Parallelschaltung), so ergibt sich nach Transformation der mechanischen
Komponenten durch den Einheitswandler 33 auf die elektrische Seite ein elektrisches
Ersatzschaltbild, das in Fig. 4 dargestellt ist.
Fig. 4 zeigt das Ersatzschaltbild der elektrischen Wandlerimpedanz Z L entsprechend Fig. 3,
wobei die Spule LM die Summe der Massen mW und mB widerspiegelt, die Kapazität CM die
mechanische Parallelschaltung der Steifigkeiten sW und sB und der Widerstand RM die
mechanische Parallelschaltung der Anteile WW und WB.
Fig. 5 zeigt den Verlauf des Betrages der elektrischen Wandlerimpedanz /Z L/ über der
Frequenz f gemäß Fig. 4 in doppeltlogarithmischer Darstellung. Man erkennt einen
grundsätzlich kapazitiven Verlauf von /Z L/, der durch Co bestimmt wird. Die auftretende
Serienresonanz bei f1 und die Parallelresonanz bei f2 werden durch die Komponenten LM und
CM mit Co bestimmt. Die Größe Δ/Z L/ gibt Auskunft über die mechanische Schwinggüte.
Somit können aus der spektralen Lage von f1 und f2 und der Größe Δ/Z L/ sehr genaue
Informationen über die Ankopplungsqualität und deren zeitlichen Verlauf postoperativ
gewonnen werden, insbesondere wenn die Impedanzmessungen den ganzen spektralen und
Pegelbereich des Hörimplantates repräsentieren.
Fig. 6 zeigt ein vollimplantierbares Hörsystem weitgehend übereinstimmend mit dem System
gemäß Fig. 1, jedoch mit der Variante der direkten mechanischen Impedanzmessung. Nach
dem D/A-Wandler 14 und dem dem vorgesehenen Wandlerprinzip angepassten
Treiberverstärker 15 folgt eine in einem Gehäuse 34 untergebrachte Einheit 35 mit einem
ausgangsseitigen elektromechanischen Wandler 36, der ein elektromechanisch aktives
Element 37, zum Beispiel ein piezoelektrisches und/oder elektromagnetisches System,
aufweist. Auf der aktorischen Ausgangsseite ist in den Wandler 36 ein mechanisches
Impedanzmeßsystem 38 integriert, das im implantierten Zustand die auf die angekoppelte
biologische Laststruktur wirkende Kraft F und die Schnelle v eines Koppelelementes 39 nach
Betrag und Phase misst. Die biologische Laststruktur ist nicht dargestellt.
Das Impedanzmeßsystem 38 liefert elektrische, analoge Meßsignale SF und Sv, die jeweils der
Kraft F und der Schnelle v proportional sind. Diese analogen Meßsignale werden über einen
entsprechenden zweikanaligen Meßverstärker 40 mit Multiplexerfunktion und zugehörigen
A/D-Wandler 27 in digitale Meßdaten umgeformt und dem digitalen Signalprozessor 13 des
Hörsystems zur weiteren Verarbeitung und/oder Speicherung übermittelt. Die Bildung der
komplexen mechanischen Impedanz Z (f, P) = F/v in Abhängigkeit von der Frequenz f und
vom Meßpegel P kann entweder durch einen Analogrechner in dem Meßverstärker 40
erfolgen oder nach entsprechender A/D-Wandlung auf Softwarebasis in dem digitalen
Signalprozessor 13. Dieses Treiber- und Impedanzerfassungssystem mit zugehörigem
elektromechanischem Wandler 36 ist gestrichelt umrandet als Einheit 41 dargestellt. Über
den Mikrokontroller 17 und die Telemetrieeinheit 20 können die Impedanzmeßdaten an die
Außenwelt zu dem Programmier- und Darstellungssystem 22 (zum Beispiel ein PC mit
entsprechender Hardwareschnittstelle) übermittelt werden.
Sind in dem implantierbaren Hörsystem mehrere elektromechanische Wandler 36
vorgesehen, ist die gestrichelt umrandete Einheit 41 entsprechend jeweils zu ergänzen, wie
dies in Fig. 6 ebenfalls gestrichelt dargestellt ist. Die jeweiligen Impedanzmeßdaten werden
dem digitalen Signalprozessor 13 dann über eine entsprechende digitale Datenbusstruktur zur
Verfügung gestellt (in Fig. 6 nicht näher dargestellt).
Die übrigen Komponenten des Hörsystems der Fig. 6 entsprechen denjenigen der Fig. 1 und
bedürfen daher keiner weiteren Erläuterung.
Fig. 7 zeigt ein vollimplantierbares Hörsystem mit der Variante der direkten mechanischen
Impedanzmessung entsprechend Fig. 6, wobei hier der entsprechende zweikanalige
Meßverstärker 40 mit Multiplexerfunktion und der zugehörige A/D-Wandler 27 für die
Erfassung des Kraft- und Schnellesignals in das Gehäuse 34 der Einheit 35 integriert sind.
Das elektromechanisch aktive Element des Wandlers 36 und das Meßsystem zur Ermittlung
der mechanischen Lastimpedanz sind hier gemeinsam als Element 42 dargestellt. Das
Koppelelement zur biologischen Last ist wiederum mit 39 bezeichnet.
Aufbau und Funktionsweise des Systems gemäß Fig. 7 entsprechen im übrigen denjenigen
des Systems nach Fig. 6.
Fig. 8 zeigt beispielhaft den Aufbau der Einheit 35 gemäß Fig. 6 mit einem piezoelektrischen
Wandlersystem und einem zusätzlichen Meßsystem zur Bestimmung der mechanischen
Impedanz. Die in Fig. 8 dargestellte Einheit 35 weist ein biokompatibles, zylindrisches
Gehäuse 34 aus elektrisch leitendem Material, beispielsweise Titan, auf, das mit Inertgas
gefüllt ist. In dem Gehäuse 34 ist eine schwingungsfähige, elektrisch leitende Membran 46
des ausgangsseitigen elektromechanischen Wandlers 36 angeordnet. Die Membran 46 ist
vorzugsweise kreisrund, und sie ist an ihrem Außenrand mit dem Gehäuse 34 fest verbunden.
An der in Fig. 8 unteren Seite der Membran 46 sitzt eine dünne Scheibe 47 aus piezoelek
trischem Material, zum Beispiel Blei-Zirkonat-Titanat (PZT). Die der Membran 46
zugewendete Seite der Piezoscheibe 47 steht mit der Membran 46 in elektrisch leitender
Verbindung, und zwar zweckmäßig über eine elektrisch leitende Klebeverbindung. Auf der
von der Membran 46 abgewendeten Seite ist die Piezoscheibe 47 mit einem dünnen, flexiblen
Draht kontaktiert, der Teil einer Signalleitung 48 ist und der seinerseits über eine hermetische
Gehäusedurchführung 49 mit einer außerhalb des Gehäuses 34 liegenden Wandlerzuleitung
50 verbunden ist. Bei 52 ist in Fig. 8 ein Polymerverguß zwischen der Außenseite des
Gehäuses 34, der Gehäusedurchführung 49 und der Wandlerzuleitung 50 angedeutet. Ein
Masseanschluß 53 ist von der Wandlerzuleitung 50 über die Gehäusedurchführung 49 an die
Innenseite des Gehäuses 34 geführt.
Das Anlegen einer elektrischen Spannung zwischen die Signalleitung 48 und den Masse
anschluß 53 bewirkt ein Durchbiegen des Hetero-Verbundes aus Membran 46 und
Piezoscheibe 47 und führt somit zu einer Auslenkung der Membran 46. Auch bei der
vorliegenden Anordnung vorteilhaft anwendbare Einzelheiten eines solchen piezoelektrischen
Wandlers sind im übrigen in DE 41 04 358 C2 erläutert. Ein ausgangsseitiger elektro
mechanischer Wandler 36 dieser Art hat typischerweise eine relativ hohe mechanische
Ausgangsimpedanz, insbesondere eine mechanische Ausgangsimpedanz, die höher ist als die
mechanische Lastimpedanz der im implantierten Zustand an den Wandler angekoppelten
biologischen Mittel- und/oder Innenohrstruktur.
Bei dem veranschaulichten Ausführungsbeispiel sind zum Verbinden des Wandlers 36 mit der
biologischen Laststruktur, zum Beispiel einem beliebigen Mittelohr-Ossikel, eine
Koppelstange 55 und ein passives Koppelelement 56 vorgesehen, das an dem von dem
Wandler 36 abliegenden Ende der Koppelstange 55 angebracht ist oder von diesem Koppel
stangenende selbst gebildet wird. Die Ankopplung der Ausgangsseite des Wandlers 36 an die
biologische Laststruktur, beispielsweise ein Zielossikel, erfolgt dabei über das mechanische
Impedanzmeßsystem 38, das mit der in Fig. 8 oberen Seite der Membran 46, vorzugsweise
im Zentrum der Membran, in mechanischer Verbindung steht. Das Impedanzmeßsystem 38
kann mit seinem membranseitigen Ende unmittelbar an der Membran 46 und mit ihrem
anderen Ende an dem membranseitigen Ende der Koppelstange 55 angreifen; es kann aber
auch in die Koppelstange 55 eingefügt sein.
Die Koppelstange 55 erstreckt sich bei der dargestellten Ausführungsform mindestens
näherungsweise senkrecht zu der Membran 46 durch eine elastisch nachgiebige
Polymerdichtung 57 hindurch von außen in das Innere des Gehäuses 34. Die Polymer
dichtung 57 ist so beschaffen, daß sie im implantierten Zustand Axialschwingungen der
Koppelstange 55 zuläßt.
Das Impedanzmeßsystem 38 ist innerhalb des Gehäuses 34 untergebracht. Die analogen
Meßsignale SF und Sv werden von dem Impedanzmeßsystem 38 über Meßleitungen 59, 60,
gehäuseinterne Signaldurchführungen 61 und die Gehäusedurchführung 49 zu der Wandler
zuleitung 50 übermittelt. Das Impedanzmeßsystem 38 steht ferner über einen Masseanschluß
62 mit dem Gehäuse 34 und über dieses Gehäuse mit dem Masseanschluß 53 in elektrisch
leitender Verbindung. Das Bezugspotential der beiden Meßsignale SF und Sv für Kraft und
Schnelle ist somit das Wandlergehäuse 34. Ist das Impedanzmeßsystem 38 bevorzugt selbst
auf der Basis piezoelektrischer Wandler aufgebaut und sind daher aktive elektrische
Impedanzwandler in dem Meßsystem notwendig, können diese über eine elektrische
Phantomspeisung vom Elektronikmodul 12 des implantierbaren Hörsystems aus über eine
der beiden Implantatmeßleitungen 59, 60 für Kraft oder Schnelle mit Betriebsenergie
versorgt werden.
Fig. 9 zeigt beispielhaft ein piezoelektrisches Wandlersystem mit Meßsystem zur
Bestimmung der mechanischen Impedanz gemäß Fig. 7, wobei hier der Meßverstärker 40
und zugehörige A/D-Wandler 27 in einem über Zuleitungen 63 angeschlossenen separaten
Elektronikmodul 64 in dem Wandlergehäuse 34 mit untergebracht sind. Das
Impedanzmeßsystem 38 und das separate Elektronikmodul 64 können über eine elektrische
Phantomspeisung vom Elektronikmodul 12 des implantierbaren Hörsystems aus über eine
von zwei aktiven Implantatleitungen (Signalleitung 48 für das Aktortreibersignal oder eine
Signalleitung 65 für das digitale A/D-Ausgangssignal) mit Betriebsenergie versorgt werden.
Fig. 10 zeigt schematisch den Aufbau eines vollständig implantierbaren Hörsystems, das als
aktorische Stimulationsanordnung einen ausgangsseitigen elektromechanischen Wandler 16
oder 36, beispielsweise den Wandler gemäß Fig. 8 oder Fig. 9, aufweist. Der ausgangsseitige
elektromechanische Wandler kann allgemein als beliebiger elektromagnetischer, elektrody
namischer, piezoelektrischer, magnetostriktiver oder dielektrischer (kapazitiver) Wandler
ausgebildet sein. Unter anderem kann der in den Fig. 8 und 9 dargestellte Wandler
auch in der aus DE 198 40 211 C1 bekannten Weise dahingehend modifiziert sein, daß
an der in den Fig. 8 und 9 unteren Seite der piezoelektrischen Keramikscheibe 47 ein
Permanentmagnet angebracht ist, der nach Art eines elektromagnetischen Wandlers mit
einer Elektromagnetspule zusammenwirkt. Ein solcher kombinierter piezoelektri
scher/elektromagnetischer Wandler ist besonders im Hinblick auf ein breites Frequenz
band und auf die Erzielung relativ großer Schwingungsamplituden mit verhältnismäßig
kleiner zugeführter Energie von Vorteil. Bei dem ausgangsseitigen elektromechanischen
Wandler kann es sich ferner um eine elektromagnetische Wandleranordnung handeln,
wie sie in EP-A-0 984 663 beschrieben ist. In jedem Fall ist zusätzlich die vorliegend
erläuterte Meßsystem 25 oder 38 vorgesehen.
Zum Ankoppeln des elektromechanischen Wandlers 16 oder 36 an das Mittel- oder
Innenohr eignen sich besonders bekannte Koppelanordnungen (DE 197 38 587 C1), bei
denen ein Koppelelement außer einem Ankoppelteil für den betreffenden Ankoppelort
eine Crimphülse aufweist, die zunächst lose auf einen mit rauher Oberfläche versehenen
stabförmigen Teil einer Koppelstange aufgeschoben ist, die in der zuvor erläuterten
Weise mit dem Wandler verbunden ist. Beim Implantieren kann die Crimphülse
gegenüber der Koppelstange einfach verschoben und gedreht werden, um das Ankop
pelteil des Koppelelementes mit dem beabsichtigten Ankoppelort exakt auszurichten.
Dann wird die Crimphülse fixiert, indem sie mittels eines Crimpwerkzeuges plastisch
kaltverformt wird. Alternativ kann das Koppelelement mit Bezug auf die Koppelstange
auch mittels einer zuziehbaren Bandschlaufe festgelegt werden.
Es kann auch ein Koppelelement vorgesehen sein, das an seinem Ankoppelende eine
Kontaktfläche aufweist, die eine an die Oberflächenform der Ankoppelstelle anpaßbare
oder angepaßte Oberflächenform sowie eine solche Oberflächenbeschaffenheit und
Oberflächengröße hat, daß es durch Anlegen des Ankoppelendes an die Ankoppelstelle
zu einer dynamischen Zug-Druck-Kraftkopplung von Koppelelement und Ossikelkette
durch Oberflächenadhäsion kommt, die für eine sichere gegenseitige Verbindung von
Koppelelement und Ossikelkette ausreicht. Das Koppelelement kann ferner mit einem im
implantierten Zustand an der Ankoppelstelle anliegenden Dämpfungsglied mit entropie
elastischen Eigenschaften versehen sein, um eine optimale Schwingungsform der
Steigbügelfußplatte oder einer das runde Fenster oder ein artifizielles Fenster in der
Cochlea, im Vestibulum oder im Labyrinth abschließenden Membran zu erreichen und
das Risiko einer Beschädigung der natürlichen Strukturen im Bereich der Ankoppelstelle
während und nach der Implantation besonders gering zu halten.
Das Koppelelement kann des weiteren mit einer Stellvorrichtung zum wahlweisen
Verstellen des Koppelelements zwischen einer Offenstellung, in welcher das Koppelele
ment in und außer Eingriff mit der Ankoppelstelle bringbar ist, und einer Schließstellung
versehen sein, in welcher das Koppelelement im implantierten Zustand mit der Ankop
pelstelle in Kraft- und/oder Formschlußverbindung steht.
Zum mechanischen Ankoppeln des elektromechanischen Wandlers an eine vorgewählte
Ankoppelstelle an der Ossikelkette eignet sich ferner eine Koppelanordnung, die eine
von dem Wandler in mechanische Schwingungen versetzbare Koppelstange sowie ein
mit der vorgewählten Ankoppelstelle in Verbindung bringbares Koppelelement aufweist,
wobei die Koppelstange und das Koppelelement über wenigstens eine Kupplung
miteinander verbunden sind und zumindest ein im implantierten Zustand an der
Ankoppelstelle anliegender Abschnitt des Koppelelements zur verlustarmen Schwin
gungseinleitung in die Ankoppelstelle ausgelegt ist, wobei eine erste Kupplungshälfte
der Kupplung eine Außenkontur mit mindestens näherungsweise der Gestalt einer
Kugelkalotte aufweist, die in einer zur Außenkontur wenigstens teilweise komplementä
ren Innenkontur einer zweiten Kupplungshälfte aufnehmbar ist, und wobei die Kupplung
gegen Reibkräfte reversibel verschwenk- und/oder drehbar, jedoch bei im implantierten
Zustand auftretenden dynamischen Kräften im Wesentlichen starr ist. Entsprechend einer
abgewandelten Ausführungsform einer solchen Koppelanordnung hat eine erste
Kupplungshälfte der Kupplung eine Außenkontur mit mindestens näherungsweise
zylindrischer, vorzugsweise kreiszylindrischer, Gestalt, die in einer zur Außenkontur
wenigstens teilweise komplementären Innenkontur einer zweiten Kupplungshälfte
aufnehmbar ist, wobei ein im implantierten Zustand an der Ankoppelstelle anliegender
Abschnitt des Koppelelements zur verlustarmen Schwingungseinleitung in die Ankop
pelstelle ausgelegt ist, wobei im implantierten Zustand eine Übertragung von dynami
schen Kräften zwischen den beiden Kupplungshälften der Kupplung im Wesentlichen in
Richtung der Längsachse der ersten Kupplungshälfte erfolgt, und wobei die Kupplung
reversibel an- und abkuppelbar sowie reversibel linear und/oder rotatorisch mit Bezug
auf eine Längsachse der ersten Kupplungshälfte verstellbar, jedoch bei im implantierten
Zustand auftretenden dynamischen Kräften starr ist.
Zu dem in Fig. 10 dargestellten vollständig implantierbaren Hörsystem gehören ferner
ein implantierbares Mikrofon (Schallsensor) 10, eine drahtlose Fernbedienung 69 zur
Steuerung der Implantatfunktionen durch den Implantatträger sowie ein drahtloses,
transkutanes Ladesystem mit einem Ladegerät 70 und einer Ladespule 71 zur Nachla
dung der im Implantat befindlichen sekundären Batterie 30 (Fig. 1, 6 und 7) zur
Energieversorgung des Hörsystems.
Das Mikrofon 10 kann vorteilhaft in bekannter Weise (EP 0 831 673 A) mit einer
Mikrofonkapsel, die in einem Gehäuse allseitig hermetisch dicht untergebracht ist, sowie
mit einer elektrischen Durchführungsanordnung zum Durchführen mindestens eines
elektrischen Anschlusses von dem Innenraum des Gehäuses zu dessen Außenseite
versehen sein, wobei das Gehäuse mindestens zwei Schenkel aufweist, die in einem
Winkel mit Bezug aufeinander ausgerichtet sind, wobei der eine Schenkel die Mikrofon
kapsel aufnimmt und mit einer Schalleintrittsmembran versehen ist, wobei der andere
Schenkel die elektrische Durchführungsanordnung enthält und gegenüber der Ebene der
Schalleintrittsmembran zurückversetzt ist, und wobei die Geometrie des Mikrofonge
häuses so gewählt ist, daß bei Implantation des Mikrofons in der Mastoidhöhle der die
Schalleintrittsmembran enthaltende Schenkel vom Mastoid aus in eine artifizielle
Bohrung in der hinteren, knöchernen Gehörgangswand hineinragt und die Schallein
trittsmembran die Haut der Gehörgangswand berührt. Zur Festlegung des implantierten
Mikrofons 38 kann zweckmäßig ein Fixationselement der aus DE 197 52 447 C2
bekannten Art vorgesehen sein, das eine Manschette aufweist, die mit einem zylindri
schen Gehäuseteil den die Schalleintrittsmembran enthaltenden Schenkel umschließt und
mit gegen die der Gehörgangshaut zugewendete Seite der Gehörgangswand anlegbaren,
vorspringenden, elastischen Flanschteilen versehen ist. Dabei beinhaltet das Fixations
element vorzugsweise eine Halterung, welche die genannten Flanschteile vor der
Implantation entgegen einer elastischen Rückstellkraft der Flanschteile in einer das
Durchstecken durch die Bohrung der Gehörgangswand erlaubenden umgebogenen
Stellung hält.
Die an den Ausgang des Ladegerätes 70 angeschlossene Ladespule 71 bildet vorzugs
weise in der aus DE 41 04 359 C2 bekannten Art Teil eines Sende-Serienresonanzkrei
ses, der mit einem nicht veranschaulichten Empfangs-Serienresonanzkreis induktiv
gekoppelt werden kann. Der Empfangs-Serienresonanzkreis kann Teil des implantierba
ren Elektronikmoduls 12 (Fig. 1, 6 und 7) sein und eine Konstantstromquelle für die
Batterie 30 bilden. Dabei liegt der Empfangs-Serienresonanzkreis in einem Batterie-
Ladestromkreis, der in Abhängigkeit von der jeweiligen Phase des in dem Ladestrom
kreis fließenden Ladestromes über den einen oder den anderen Zweig einer Vollweg-
Gleichrichterbrücke geschlossen wird.
Das Elektronikmodul 12 ist bei der Anordnung nach Fig. 10 über eine Mikrofonleitung
72 an das Mikrofon 10 und über die Wandlerzuleitung 50 an den elektromechanischen
Wandler 16 beziehungsweise 36 und das Meßsystem 25 beziehungsweise 38 angeschlos
sen.
Fig. 11 zeigt schematisch den Aufbau eines teilimplantierbaren Hörsystems. Bei diesem
teilimplantierbaren System sind ein Mikrofon 10, ein Elektronikmodul 74 für eine
elektronische Signalverarbeitung weitestgehend entsprechend Fig. 1, 6 oder 7 (aber
ohne das Telemetriesystem 20), die Energieversorgung (Batterie) 30 sowie eine
Modulator/Sender-Einheit 75 in einem extern am Körper, vorzugsweise am Kopf über
dem Implantat, zu tragenden externen Modul 76 enthalten. Das Implantat ist wie bei
bekannten Teilimplantaten energetisch passiv. Sein Elektronikmodul 77 (ohne Batterie
30) empfängt Betriebsenergie und Steuersignale für den Wandler 16 oder 36 und das
Meßsystem 25 oder 38 über die Modulator/Sender-Einheit 75 im externen Teil 76. Das
Elektronikmodul 77 und die Modulator/Sender-Einheit 75 enthalten die notwendige
Telemetrieeinheit zur Übermittlung der Impedanzmeßdaten an die extrakorporale Einheit 76
zur weiteren Auswertung
Sowohl das vollimplantierbare als auch das teilimplantierbare Hörsystem können
monoaural (wie in den Fig. 10 und 11 dargestellt) oder binaural ausgelegt sein. Ein
binaurales System zur Rehabilitation einer Hörstörung beider Ohren weist zwei System
einheiten auf, die jeweils einem der beiden Ohren zugeordnet sind. Dabei können die
beiden Systemeinheiten einander im wesentlichen gleich sein. Es kann aber auch die eine
Systemeinheit als Master-Einheit und die andere Systemeinheit als von der Master-
Einheit gesteuerte Slave-Einheit ausgelegt sein. Die Signalverarbeitungsmodule der
beiden Systemeinheiten können auf beliebige Weise, insbesondere über eine drahtgebun
dene implantierbare Leitungsverbindung oder über eine drahtlose Verbindung, vorzugs
weise eine bidirektionale Hochfrequenzstrecke, eine körperschallgekoppelte Ultraschall
strecke oder eine die elektrische Leitfähigkeit des Gewebes des Implantatträgers
ausnutzende Datenübertragungsstrecke, so miteinander kommunizieren, daß in beiden
Systemeinheiten eine optimierte binaurale Signalverarbeitung erreicht wird.
Folgende Kombinationsmöglichkeiten sind vorsehbar:
- - Beide Elektronikmodule können jeweils einen digitalen Signalprozessor gemäß vorstehender Beschreibung enthalten, wobei die Betriebssoftware beider Prozesso ren wie beschrieben transkutan veränderbar ist. Dann sorgt die Verbindung beider Module im wesentlichen für den Datenaustausch zur optimierten binauralen Signal verarbeitung zum Beispiel der Sensorsignale.
- - Nur ein Modul enthält den beschriebenen digitalen Signalprozessor, wobei dann die Modulverbindung neben der Sensordatenübertragung zur binauralen Schallanalyse und -verrechnung auch für die Ausgangsignalübermittlung zu dem kontralateralen Wandler sorgt, wobei in dem kontralateralen Modul der elektronische Wandlertrei ber untergebracht sein kann. In diesem Fall ist die Betriebssoftware des gesamten binauralen Systems nur in einem Modul abgelegt und wird auch nur dort transkutan über eine nur einseitig vorhandene Telemetrieeinheit von extern verändert. In die sem Fall kann auch die energetische Versorgung des gesamten binauralen Systems in nur einem Elektronikmodul untergebracht sein, wobei die energetische Versor gung des kontralateralen Moduls drahtgebunden oder drahtlos geschieht.
Die erläuterten Anordnungen und Maßnahmen eignen sich ohne weiteres auch in
Verbindung mit Hörsystemen, bei denen mehrere ausgangsseitige elektromechanische
Wandler zur Anregung der flüssigkeitsgefüllten Innenohrräume des geschädigten
Innenohrs vorgesehen sind, und bei denen die Signalverarbeitungseinheit eine treibende
Signalverarbeitungselektronik aufweist, die jeden der Wandler derart elektrisch
ansteuert, daß auf der Basilarmembran des geschädigten Innenohres eine Wanderwel
lenkonfiguration entsteht, die die Art der Wanderwellenausbildung eines gesunden, nicht
geschädigten Innenohres approximiert oder bei denen als aktorische Stimulationsanord
nung eine duale intracochleäre Anordnung vorgesehen ist, die in Kombination eine
Stimulatoranordnung mit mindestens einem Stimulatorelement zur mindestens mittelba
ren mechanischen Stimulation des Innenohres und eine elektrisch wirkende Reizelektro
denanordnung mit mindestens einer Cochlea-Implant-Elektrode zur elektrischen
Stimulation des Innenohres aufweist.
Claims (35)
1. Mindestens teilweise implantierbares Hörsystem zur Rehabilitation einer Hörstörung
mit mindestens einem Sensor (10) zur Aufnahme von Schallsignalen und deren
Umwandlung in entsprechende elektrische Sensorsignale, einer elektronischen
Signalverarbeitungseinheit (12; 74, 77) zur Audiosignalverarbeitung und -
verstärkung der Sensorsignale, einer elektrischen Energieversorgungseinheit
(30), die einzelne Komponenten des Systems mit Strom versorgt, sowie mit
mindestens einem elektromechanischen Ausgangswandler (16, 36) zur mechanischen
Stimulation des Mittel- und/oder Innenohres, dadurch gekennzeichnet, daß das
Hörsystem zur objektiven Bestimmung der Ankopplungsqualität des
Ausgangswandlers (16, 36) mit einer Impedanzmeßanordnung (25, 38) zum
Ermitteln der mechanischen Impedanz der im implantierten Zustand an den
Ausgangswandler angekoppelten biologischen Laststruktur versehen ist.
2. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Impedanzmeßanordnung
(25) eine Anordnung zum Messen der elektrischen Eingangsimpedanz des an die
biologischen Laststruktur angekoppelten elektromechanischen Ausgangswandlers
(16) aufweist.
3. System nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß dem elektromechanischen
Ausgangswandlers (16) eine Treibereinheit (15) vorgeschaltet ist, der Ausgangs
wandler an die Treibereinheit über einen Meßwiderstand (Rm) angeschlossen ist und
ein Meßverstärker (26) vorgesehen ist, an dem als Eingangssignale die an dem
Meßwiderstand (Rm) abfallende, dem Wandlerstrom (IW) proportionale Meßspannung
(U I) und die Wandlerklemmenspannung (U W) anliegen.
4. System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der Spannungsabfall (U I) an
dem Meßwiderstand (Rm) hochohmig und massefrei abgegriffen wird.
5. System nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Meßwiderstand
(Rm) so bemessen ist, daß die Summe des Widerstandswertes (Rm) des Meßwiderstandes
und des Betrages der komplexen elektrischen Eingangsimpedanz (Z L) des an
die biologischen Laststruktur angekoppelten elektromechanischen Ausgangswandlers
(16) groß gegenüber dem Innenwiderstand (Ri) der Treibereinheit (15) ist.
6. System nach einem der Ansprüche 3 bis 5 gekennzeichnet durch - vorzugsweise
digitale - Mittel (13) zur Bildung des Quotienten aus Wandlerklemmenspannung
(U W) und Wandlerstrom (I W).
7. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Impedanzmeßanordnung
(38) zur direkten Messung der mechanischen Impedanz der an den elektromechani
schen Ausgangswandler (36) angekoppelten biologischen Laststruktur ausgelegt und
in den Ausgangswandler auf dessen aktorischer Ausgangsseite integriert ist.
8. System nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Impedanzmeßanordnung
(38) zum Erzeugen von Meßsignalen (SF und Sv) ausgelegt ist, die nach Betrag und
Phase der auf die biologische Laststruktur wirkenden Kraft (F) beziehungsweise der
Schnelle (v) des Koppelelementes (55, 56) mindestens näherungsweise proportional
sind.
9. System nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß zur Verarbeitung der
Meßsignale (SF und Sv) ein zweikanaliger Meßverstärker (40) mit Multiplexer
funktion vorgesehen ist.
10. System nach Anspruch 8 oder 9 gekennzeichnet durch - vorzugsweise digitale -
Mittel (13) zur Bildung des Quotienten aus dem Meßsignal (SF) entsprechend der auf
die biologische Laststruktur wirkenden Kraft (F) und dem Meßsignal (Sv)
entsprechend der Schnelle (v) des Koppelelementes (55, 56).
11. System nach einem der Ansprüche 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß der
elektromechanische Ausgangswandler (36) und die Impedanzmeßanordnung (38) in
einem gemeinsamen Gehäuse (34) untergebracht sind.
12. System nach Ansprüchen 9 und 11, dadurch gekennzeichnet, daß auch der
Meßverstärker (40) in dem Wandlergehäuse (34) untergebracht ist.
13. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche gekennzeichnet durch -
vorzugsweise digitale - Mittel (13) zum Ermitteln der mechanischen Impedanz der im
implantierten Zustand an den Ausgangswandler (16, 36) angekoppelten biologischen
Laststruktur in Abhängigkeit von der Frequenz und/oder dem Pegel des von dem
Ausgangswandler (16, 36) abgegebenen Stimulationssignals.
14. System nach Anspruch 13 gekennzeichnet durch - vorzugsweise digitale - Mittel (13)
zum Ermitteln der spektralen Lage von Resonanzfrequenzen (f1 und f2) in dem
Verlauf der gemessenen Impedanz über der Stimulationsfrequenz (f).
15. System nach Anspruch 14 gekennzeichnet durch - vorzugsweise digitale - Mittel (13)
zum Ermitteln der Differenz Δ/Z L/ zwischen den bei den Resonanzfrequenzen (f1 und
f2) auftretenden Impedanzmeßwerten.
16. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
eine Softwareoberfläche zur Anpassung des Hörsystemss an den individuellen
Hörschaden, ein Modul enthält, mit dem automatisch bei Softwareinitialisierung oder
per aktivem Abruf eine implantatseitige Impedanzmessung ausgelöst wird und die
entsprechenden Daten telemetrisch an die Softwareoberfläche zur weiteren Aus- und
Bewertung übermittelt werden.
17. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß es
derart ausgelegt ist, daß ohne aktiven Meßbefehl von außen in bestimmten zeitlichen
Abständen oder bei Eintreten eines bestimmten Implantat-Betriebszustandes vom
Implantat selbst Impedanzmessungen ausgelöst und vorgenommem werden, deren
Meßergebnisse als digitale Daten in einem dafür vorgesehenen Speicherbereich des
Implantates bis zum Abruf von außen abgelegt werden.
18. System nach einem der Ansprüche 7 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß der
elektromechanische Ausgangswandler (16, 36) im implantierten Zustand mit der
biologischen Laststruktur über ein passives Koppelelement (56) und/oder über eine
Koppelstange (55) in mechanischer Verbindung steht.
19. System nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß die
Impedanzmeßanordnung (38) in die Koppelstange (55) eingefügt ist.
20. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die
elektronische Signalverarbeitungseinheit (12; 74, 77) auch zum Verarbeiten der
Signale der Impedanzmeßanordnung (38) ausgelegt ist.
21. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die
Signalverarbeitungseinheit (12; 74, 77) einen digitalen Signalprozessor (13) zum
Verarbeiten der Schallsensorsignale und/oder zum Generieren von digitalen Signalen
für eine Tinnitusmaskierung sowie zum Verarbeiten der Signale der
Impedanzmeßanordnung (38) aufweist.
22. System nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß dem Signalprozessor (13)
zur Aufnahme und Wiedergabe eines Betriebsprogramms eine wiederholt
beschreibbare, implantierbare Speicheranordnung (S1, S2) zugeordnet ist, und
mindestens Teile des Betriebsprogramms durch von einer externen Einheit (22) über
eine Telemetrieeinrichtung (20) übermittelte Daten geändert oder ausgetauscht
werden können.
23. System nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß ferner eine Zwischen
speicheranordnung (S4, S5) vorgesehen ist, in welcher von der externen Einheit (22)
über die Telemetrieeinrichtung (20) übermittelte Daten vor dem Weiterleiten an den
Signalprozessor (13) zwischengespeichert werden können.
24. System nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, daß ferner eine Überprü
fungslogik (17) vorgesehen ist, um in der Zwischenspeicheranordnung (S4, S5)
gespeicherte Daten vor dem Weiterleiten an den Signalprozessor (13) einer Über
prüfung zu unterziehen.
25. System nach einem der Ansprüche 21 bis 24, gekennzeichnet durch einen
Mikroprozessorbaustein (17), insbesondere einen Mikrocontroller, zum implan
tatinternen Steuern des Signalprozessors (13) über einen Datenbus (18).
26. System nach Ansprüchen 24 und 25, dadurch gekennzeichnet, daß die Überprü
fungslogik und die Zwischenspeicheranordnung (S4, S5) in dem Mikroprozessorbau
stein (17) implementiert sind.
27. System nach Anspruch 25 oder 26, dadurch gekennzeichnet, daß über den
Datenbus (18) und die Telemetrieeinrichtung (20) auch Programmteile oder
ganze Softwaremodule zwischen der Außenwelt, dem Mikroprozessorbaustein
(17) und dem Signalprozessor (13) übermittelbar sind.
28. System nach einem der Ansprüche 25 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß dem
Mikroprozessorbaustein (17) eine implantierbare Speicheranordnung (S3) zum
Speichern eines Arbeitsprogramms für den Mikroprozessorbaustein zugeordnet ist,
und mindestens Teile des Arbeitsprogramms für den Mikroprozessorbaustein durch
von der externen Einheit (22) über die Telemetrieeinrichtung (20) übermittelte Daten
geändert oder ausgetauscht werden können.
29. System nach einem der Ansprüche 22 bis 28, dadurch gekennzeichnet, mindes
tens zwei Speicherbereiche (S1, S2,) zur Aufnahme und Wiedergabe mindestens
des Betriebsprogramms des Signalprozessors (13) vorgesehen find.
30. System nach einem der Ansprüche 23 bis 29, dadurch gekennzeichnet, daß die
Zwischenspeicheranordnung mindestens zwei Speicherbereiche (S4, S5) zur
Aufnahme und Wiedergabe von von der externen Einheit (22) über die Tele
metrieeinrichtung (20) übermittelten Daten aufweist.
31. System nach einem der Ansprüche 21 bis 30, dadurch gekennzeichnet, daß dem
Signalprozessor (13) ferner ein vorprogrammierter, nicht überschreibbarer Fest
speicherbereich (S0) zugeordnet ist.
32. System nach einem der Ansprüche 22 bis 31, dadurch gekennzeichnet, daß die
Telemetrieeinrichtung (20) zur Übermittlung auch von Betriebsparametern
zwischen dem implantierbaren Teil des Systems und der externen Einheit (22)
ausgelegt ist.
33. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß es vollimplantierbar ausgebildet und mit mindestens einem implantierbaren
Schallsensor (10) versehen ist, die elektrische Energieversorgungseinheit
implantatseitig ein nachladbares elektrisches Speicherelement (30) aufweist und
eine drahtlose, transkutane Ladevorrichtung (70, 71) zum Laden des Speicher
elements vorgesehen ist.
34. System nach Anspruch 33, gekennzeichnet durch eine drahtlose Fernbedienung
(69) zur Steuerung der Implantatfunktionen durch den Implantatträger.
35. System nach einem der Ansprüche 1 bis 32, dadurch gekennzeichnet, daß es
teilimplantierbar ausgebildet ist, wobei mindestens ein Schallsensor (10), die
elektronische Signalverarbeitungseinheit (74) zur Audiosignalverarbeitung und
-verstärkung, die Energieversorgungseinheit (30) sowie eine Modulator/Sender-
Einheit (75) in einem extern am Körper, vorzugsweise am Kopf über dem
Implantat (77), zu tragenden externen Modul (76) enthalten sind, sowie das
Implantat energetisch passiv ist und seine Betriebsenergie und Steuerdaten für
den ausgangsseitigen Wandler (16, 36) und die Impedanzmeßanordnung (25, 38)
über die Modulator/Sender-Einheit im externen Modul empfängt.
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