8.1   Stand der Technik

8.1.1   Anatomie, Physiologie und
            Funktionsprüfungen des Gehörs

8.1.2   Methoden zur apparativen Versorgung
            von Schwerhörigkeiten

8.1.3   Methoden zur Quantifizierung des Versorgungserfolgs

8.1.4   Hörgerätetechnik

8.1.1   Anatomie, Physiologie und
            Funktionsprüfungen des Gehörs

Das menschliche Hörorgan besteht aus dem Außenohr (Ohrmuschel, äußerer Gehörgang, Trommelfell), dem Mittelohr (Paukenhöhle mit den Gehöhrknöchelchen Hammer, Amboss und Steigbügel) und dem Innenohr (Cochlea). Das Innenohr hängt mit dem Gleichgewichtsorgan zusammen und ist mit dem Hörnerv (VIII. Hirnnerv = Nervus vestibulo-cochlearis oder Nervus statoacusticus) mit dem Hirnstamm verbunden. Im Gehirn wird die Hörinformation in verschiedenen Stationen der Hörbahn weiterverarbeitet. Abb. 8-1 zeigt einen Überblick der Anatomie des Gehörs.
Die Funktion des Außenohrs besteht in einer Bündelung des Schalls (Trichterwirkung bei hohen Frequenzen) sowie einer richtungsabhängigen Verformung (Filterung) des auf das Ohr einfallenden akustischen Signals. Diese je nach Einfallsrichtung unterschiedliche Klangverfärbung kann zur Ortung von Schallquellen verwendet werden. Zusätzlich treten zwischen den beiden Ohren Laufzeit- und Pegelunterschiede auf, die eine hohe Genauigkeit der Ortung durch Vergleich zwischen den Ohren ermöglichen. Diese Phänomene werden unter anderem auch bei der sogenannten Kunstkopftechnik bzw. ‚virtuellen Akustik' ausgenutzt, mit der es möglich ist, dreidimensionale akustische Effekte über Kopfhörer und herkömmliche Stereoanlagen zu erzeugen.
Angeborene oder erworbene Fehlbildungen können zu einer Störung der Außenohrfunktionen führen, die eine eingeschränkte Fähigkeit zum Richtungshören zur Folge hat. Häufig führt ein Verschluss des Gehörganges mit Ohrenschmalz (Zerumen) zur Beeinträchtigung des Hörens. Dies geschieht häufig durch unsachgemäßes Säubern des Gehörganges mit Wattestäbchen oder das Einsetzen eines Hörgeräte-Ohrpassstückes (Otoplastik). Hierbei wird der größte Teil des Zerumens in Richtung Trommelfell befördert und die verstärkte Produktion von weiterem Ohrenschmalz durch Stimulation der Gehörgangswand gefördert, was letztendlich zu einem Zerumenpfropf im Gehörgang führen kann. Die Funktion des Außenohrs kann durch optische Kontrolle mit Hilfe eines Otoskops überprüft werden.
Das Mittelohr befindet sich in der luftgefüllten Paukenhöhle, die durch die Eustachische Röhre (Ohrtrompete) mit dem Nasen-Rachen-Raum verbunden ist. Beim Gähnen und Schlucken wird diese enge Röhre kurze Zeit geöffnet, um einen Druckausgleich zwischen Paukenhöhle und Außenwelt herzustellen, was ein optimales Schwingungsverhalten des Trommelfels gewährleistet. Die Funktion des Mittelohrs ist die Impedanzanpassung zwischen der akustischen Wellenfortbewegung in Luft (kleine Auslenkungskräfte bewirken eine hohe Auslenkung der Luftteilchen) und der sehr hohen Impedanz im flüssigkeitsgefüllten Innenohr (Zur Erreichung der gleichen Auslenkung muss eine wesentlich höhere Kraft aufgewandt werden). Erreicht wird dies durch die große Fläche des Trommelfels im Verhältnis zur kleinen Fläche des ovalen Fensters, dem Übergang zwischen Mittelohr und Innenohr. Insgesamt ist die Kraft pro Flächeneinheit am ovalen Fenster etwa 50mal größer als am Trommelfell. Ohne diese Impedanzanpassung würde an der Grenzfläche zwischen Luft und Flüssigkeit der größte Teil der Schallenergie in die Luft zurückreflektiert, so wie es bei Störungen der Mittelohrfunktionen oft der Fall ist.
Bei Beeinträchtigungen der Funktion des Mittelohrs kommt es zur sogenannten Schallleitungsschwerhörigkeit, d.h. einer Abschwächung der Fortleitung des Luftschalls in das Innenohr. Häufige Ursachen hierfür sind Paukenhöhlenbelüftungsschwierigkeiten, bei denen durch Erkältungskrankheiten oder bakterielle Entzündungen ein temporärer oder chronischer Verschluss der Eustachischen Röhre dazu führt, dass es zu keinem Ausgleich des atmosphärischen Drucks auf der Vorder- und Rückseite des Trommelfells kommen kann und dieses demzufolge ‚vorgespannt‘ wird und sich hierdurch sein Impedanzverhalten verändert. Eine Mittelohrentzündung (Otitis media), Otosklerose (Festwachsen der Gehörknöchelchenkette), Unterbrechung der Gehörknöchelchenkette und Löcher im Trommelfell durch Unfälle oder Knalltraumata sind weiter häufige Ursachen, die zur Beeinträchtigung der Funktionen des Mittelohrs führen. Zur Funktionsprüfung des Mittelohres wird die Knochenleitungsaudiometrie verwendet. Bei dieser Art der Audiometrie wird sich das Phänomen zu Nutzen gemacht, dass mit Hilfe eines Vibrators (Knochenleitungshörer) Schall auf den Schädel übertragen werden kann, der sich von dort aus ins Innenohr fortpflanzt und genauso wie Luftschall durchs Mittelohr einen akustischen Reiz in der Cochlea auslöst. In der Praxis kann so mit Hilfe eines Knochenleitungshörers, der mit leichtem Druck hinter das zu prüfende Ohr auf dem Schläfenbein platziert wird, ein Tonaudiogramm aufgenommen werden, das nicht durch Störungen der Mittelohrfunktionen beeinträchtigt wird.
Auch wenn es sachlich wohl zutreffender wäre, die Angaben zu Hörverlusten und Hörgeräteverstärkungen in Absolutwerten (dB sound pressure level, kurz: dB SPL) darzustellen, sind Tonaudiogramme sowie Schallpegelangaben in den Diagrammen dieser Arbeit meist in Relativwerten (dB hearing level, kurz: dB HL) dargestellt.
Abb. 8-2 zeigt die Kurven gleicher Lautheitsempfindung wie sie in der ISO 226 standardisiert wurden. Das menschliche Gehör hat bei gleichen Schallpegeln unterschiedlicher Frequenzen nicht die gleiche Lautheitsempfindung. Bei der Betrachtung von Hörempfindungen ist es aber einfacher gleiche Lautheitsempfindungen mit einander zu vergleichen, wenn ihnen gleiche Pegelwerte (in dB HL) zugeordnet werden. Dem Leser ist diese Darstellung gut vertraut und sie ist zur Veranschaulichung meist besser geeignet als die Absolutdarstellung.
Tonaudiometer sind in der Praxis so kalibriert, dass die Hörschwelle eines Normalhörenden (Mensch ohne anatomische und physiologische Anormalitäten) in der Relativdarstellung, über Knochenleitung aufgenommen, bei allen Frequenzen fünf Dezibel geringere Schallintensitäten als die über Luftleitungskopfhörer aufgenommene Hörschwelle benötigt. Im Tonaudiogramm stellt sich dies wie in Abb. 8-3 abgebildet da. Somit lässt sich mit dem Vergleich zwischen der Hörschwelle über Knochenleitungshörer und Luftleitungshörer eine Aussage über Funktionsstörungen des Mittelohres machen. In Abb. 8-4 ist eine breitbandige Schallleitungsschwerhörigkeit von ca. 35 bis 40 dB dargestellt.
Ursachen der Schallleitungsschwerhörigkeit können mit der Impedanzaudiometrie näher diagnostiziert werden, bei der die Schallreflexion am Trommelfell gemessen wird. Hierbei wird der Gehörgang zur Außenwelt hin abgedichtet. Mit Hilfe eines Sondenmikrofons wird der Schallpegel im Gehörgang gemessen und durch einen Regelkreis mit dem Verstärker des Sondenlautsprechers konstant gehalten. Eine Messung der Energiezufuhr des Sondenlautsprechers in Abhängigkeit zum relativen Luftdruck im verschlossenen Gehörgang lässt Rückschlüsse auf das Impedanzverhalten des Trommelfels in Abhängigkeit der Druckveränderung zu. Die Nachgiebigkeit des Trommelfels (Compliance) ist im Normalfall am größten, wenn der Druck im verschlossenen Gehörgang gleich dem Druck in der Paukenhöhle ist und dem hydrostatischen Umgebungsdruck entspricht (Compliance = 1 / Impedanz). Verschiebt sich das Maximum der Compliance zu niedrigeren bzw. höheren Drücken, lässt dies auf eine Störung der Paukenhöhlenbelüftung schließen. Verändert sich die Intensität des Maximums der Compliance, lässt sich bei starker Erhöhung des Maximums auf eine Unterbrechung der Gehörknöchelchenkette bzw. bei einer Abschwächung des Maximums auf einen Mittelohrerguss oder eine Otosklerose schließen. Eine schematische Darstellung der Impedanzmessung ist in der Abb. 8-5 dargestellt.
Nach der Impedanzwandlung im Mittelohr gelangt der Schall vom Steigbügel auf das ovale Fenster und von dort ins Innenohr, dessen Anatomie in Abb. 8-6 dargestellt ist. Das Innenohr besteht aus einem schneckenförmig aufgerollten Schlauch, der sich aus drei Hohlräumen zusammensetzt. Das ovale Fenster grenzt an die Scala vestibuli, die am oberen Ende der Schnecke, dem Helicotrema, mit der Scala tympani verbunden ist. Dazwischen befindet sich die Scala media, die gegenüber der Scala tympani durch die Basilarmembran abgegrenzt ist. Die Breite der Basilarmembran nimmt vom ovalen Fenster bis zum Helicotrema stetig zu und ihre Steifigkeit nimmt ab. Beim Vorliegen eines Schallsignals am ovalen Fenster tritt quer zur Basilarmembran eine Druckdifferenz zwischen der Scala vestibuli und der Scala tympani auf, die zu einer Auslenkung der Basilarmembran führt. Auf der Basilarmembran bildet sich eine Wanderwelle aus. Bei hohen Frequenzen wird die Auslenkung am basalen Teil der Basilarmembran (in der Nähe des ovalen Fensters) maximal, während bei niedrigen Frequenzen eine maximale Auslenkung an ihrem Ende (in der Nähe des Helicotremas) auftritt (Frequenz-Ort-Transformation). In der Basilarmembran sind als Auslenkungssensoren die inneren und äußeren Haarzellen angelegt. An ihrer Oberseite sind Stereozilien angeordnet, die bei seitlicher Auslenkung zu einer Entladung des Membranpotentials der Haarzelle führen. Während an den inneren Haarzellen eine große Zahl von afferenten Nervenfasern beginnen (d.h. Übertragung von den Rezeptoren zum Gehirn hin), enden an den äußeren Haarzellen vorwiegend efferente Nervenfasern (d.h. Übertragung vom Gehirn zu den Zellen). Unter Spannungseinfluss können sich die äußeren Haarzellen aktiv kontrahieren. Dies wird zur Verstärkung von Schwingungen bei niedrigen akustischen Eingangssignalpegeln ausgenutzt. Obwohl die genauen Mechanismen dieser ‚aktiven‘ Prozesse im Innenohr noch nicht völlig geklärt sind, kommt ihnen eine große Bedeutung für das normale Hören insbesondere bei niedrigen Pegeln zu. Diese Prozesse lassen sich in Form von niederenergetischen Schwingungen aus dem Innenohr im abgeschlossenen Gehörgang mit einem empfindlichen Mikrofon und entsprechenden Störgeräuschreduktionstechniken nachweisen. Diese sogenannten otoakustischen Emissionen bzw. evozierten otoakustischen Emissionen können zur Überprüfung der Funktionsfähigkeit des Innenohrs eingesetz werden.
Eine Störung der Innenohrfunktion führt zu einer Schallempfindungsschwerhörigkeit, die verschiedene Ursachen haben kann, z.B. fortdauernde Schallbelastung oder Knalltraumata, Rückbildung der Sinneszellen, Stoffwechselstörungen oder Störungen des Elektrolythaushaltes. Zumeist ist die Funktion der inneren bzw. äußeren Haarzellen betroffen, die teilweise zerstört sind. Dies macht sich in einer verschlechterten Empfindlichkeit des Ohres gegenüber Schallreizen bei den entsprechenden Frequenzen bemerkbar. Man spricht bei Funktionsstörungen des Innenohres von endocochlearen Hörstörungen. Die Funktion des Innenohres kann zur Abgrenzung zwischen Schallleitungs- und Schallempfindungsschwerhörigkeit anhand des Tonaudiogramms von Luft- und Knochenleitung überprüft werden. Im Gegensatz zur Schallleitungsschwerhörigkeit, bei der, wie in Abb. 8-4 dargestellt, die Hörschwelle über Knochenleitung nahezu normal ist, aber über Luftleitung ein deutlicher Hörverlust festzustellen ist, ist bei einer reinen Schallempfindungsschwerhörigkeit die Hörschwelle über Knochen- sowie Luftleitung gleichermaßen zu höheren Schallpegeln verschoben, so wie es in Abb. 8-7 dargestellt ist. Ist das Gehör sowohl durch eine Schallleitungs- als auch Schallempfindungsstörung beeinträchtigt, spricht man von einer kombinierten Schwerhörigkeit. Bei dieser Art von Hörstörung kann sowohl ein Hörverlust über Knochenleitung gemessen werden als auch eine weitere Erhöhung des Schallpegels bei der Messung der Hörschwelle über Luftleitung. In Abb. 8-8 ist ein Tonaudiogramm eines rechten Ohres solch einer kombinierte Schwerhörigkeit dargestellt. Der Schallempfindungsanteil der Gesamtschwerhörigkeit ist direkt an der Hörschwelle über Knochenleitung abzulesen. Sie beträgt 15 dB HL (HL = Hearing Lost) bei 250 Hz und fällt bis zur Frequenz von 3 kHz um 5 dB/Oktave und oberhalb 3 KHz um weitere 10 dB/Oktave. Darüber hinaus beträgt der Schallleitungsanteil breitbandig ca. 20 dB bei allen Frequenzen.
Der Hörnerv entspringt aus der Mitte der Cochlea und führt durch den inneren Gehörgang zum Hirnstamm, wo er in den Nucleus cochlearis mündet. Von diesem Hirnnervenkern gehen eine Reihe von Verbindungen zu anderen Kerngebieten im Hirnstamm (zur oberen Olive, zum Nukukleusaccessorius und zu den seitlichen Schleifenkernen [Nuclei lemnisci laterales]) sowie weitere aufsteigende Bahnen über den Lemniscus lateralis und medialis in den Colliculus inferior (unteres Vierhügelpaar), das Corpus geniculatum mediale bis zum primären auditorischen Kortex dem Area 41 im Schläfenlappen des Großhirns. Auf diesen Stationen der paarig angelegten Hörbahn finden verschieden Kreuzungen zwischen beiden Seiten statt. Die Funktion des Hörnerven und der Hörbahnen besteht in der Codierung und Verarbeitung der akustischen Informationen in neuronalen Erregungsmustern und Strukturen.
Störungen von Funktionen des Hörnervs und der peripheren Anteile der Hörbahnen werden als redrocochleare oder neurale Hörstörungen bezeichnet. Sie lassen sich mit Hilfe einer Reihe von überschwelligen, audiometrischen Tests (SISI-Test, Lüscher-Test u.a.) nachweisen und somit zuverlässig von den endocochlearen Hörstörungen unterscheiden. Als ‚objektiver‘ Hörtest (Mitarbeit des Patienten ist nicht erforderlich) steht zusätzlich die Hirnstammaudiometrie (brainstem evoked response audiometry, kurz BERA ) für die Diagnostik zur Verfügung. Dabei wird die elektrische Spannungsveränderung an der Schädeloberfläche als Antwort auf einen akustischen Reiz registriert. Bei einer normgerechten elektrischen Antwort auf einen Schallreiz kann damit auf ein normal funktionierendes peripheres Hörorgan geschlossen werden. Eine verlängerte Überleitungszeit zwischen der cochlearen Komponente und der aus dem Hirnstamm stammenden Potentiale lässt auf eine retrocochleare Hörstörung schließen. Die Hirnstammaudiometrie eignet sich somit besonders zur Früherkennung von Hörstörungen bei Kleinkindern, die mit herkömmlichen Messverfahren, bei denen die Mitarbeit des Patienten erforderlich ist, nicht untersucht werden können. Weitere Diagnoseverfahren stellen bildgebende Verfahren der betreffenden Hirnstrukturen z.B. die Magnetresonanztomographie dar. Störungen der mehr zentral gelegenen Anteile der Hörbahn, die z. B. durch Durchblutungsstörungen oder Verletzungen verursacht werden, können zu einer Reihe von unterschiedlichen neurologischen Symptomen führen, die sich beispielsweise bei der Aphasie in einer Störung des Sprachverstehens oder Sprachproduktion äußern. Neben den bildgebenden Verfahren werden hier zentrale Sprachtests zur näheren Eingrenzung der Funktionsstörung eingesetzt. Abb. 8-9 veranschaulicht die Funktionen und möglichen Störungen der einzelnen Teile des Gehöres und stellt Diagnosemöglichkeiten dar[8].
Detaillierte Beschreibungen der Diagnoseverfahren in der Praxis findet man in der umfangreichen Literatur zu diesem, weshalb auf sie im Rahmen dieser Arbeit nicht näher eingegangen werden soll.

   

 

8.1.2   Methoden zur apparativen Versorgung
            von Schwerhörigkeiten

Der HNO-Arzt untersucht mit den ihm zur Verfügung stehenden Diagnoseverfahren die Art der Hörstörung des Patienten und quantifiziert den Grad der Schwerhörigkeit. Je nach Art der Schwerhörigkeit stehen unterschiedliche Möglichkeiten der Behandlung zur Verfügung. Hörstörungen, deren Ursachen Schallleitungsschwerhörigkeit zur Folge haben, können meist operativ behoben werden, wobei eine nahezu vollkommende Wiederherstellung des Hörvermögens möglich ist. Kommt ein operativer Eingriff nicht in Frage, kann bei reinen Schallleitungsschwerhörigkeiten eine Versorgung über Knochenleitung in Form einer Knochenleitungs-Hörbrille zum Erfolg führen. Handelt es sich um retrocochleare Hörstörungen, ist es Aufgabe von Neurologen, geeignete Mittel der Behandlung zu finden. Bei endocochlearen Hörstörungen ist die Versorgung mit Hörhilfen indiziert. Hierzu empfiehlt der HNO-Arzt dem Patienten einen Hörgeräteakustiker aufzusuchen, der die Anpassung von geeigneten Hörhilfen vornimmt.
Dies geschieht in der Regel in mehreren Sitzungen, deren Ziel es ist, mit Hilfe von Messungen der akustischen Kenndaten des Gehörs (Ton- und Sprachaudiogramm, Methoden der Hörfeldskalierung, u.a.) und Vergleichsmessungen die Hörhilfe auszuwählen, die die beste Hörverbesserung bewirkt und die auf die größte Akzeptanz des Patienten stößt. Nachfolgend wird auf die praxisrelevanten Messmethoden, die zur Hörgeräteeinstellung nötig sind, eingegangen. Um den Patienten nicht übermäßig zu belasten und um die Messungen nicht durch Ermüdungserscheinungen des Patienten zu beeinträchtigen, führt der Akustiker nur Messungen durch, die im angemessenen Verhältnis zwischen Aufwand und Nutzen für die Hörgeräteanpassung stehen. Dies kann in einigen Bereichen zwar zu Qualitätseinbußen der Anpassung führen, lässt sich in der Praxis aber leider nicht immer vermeiden.
Die Erwartungen an ein Hörgerät und dessen tatsächliche Leistung liegen oft weit auseinander. Eine allgemein gültige Formulierung des Anspruchs an eine adäquate Hörgeräteversorgung fällt schwer, da die Anforderungen und Ansprüche des Einzelnen an sein Gehör und damit an die Hörgeräteversorgung sehr unterschiedlich sind. Doch stellt die Wiederherstellung der Kommunikationsfähigkeit des Schwerhörigen, soweit es beim aktuellen Stand der Hörgeräte- und Anpasstechnik möglich ist, wohl unumstritten die zentrale Rolle bei der Hörgeräteversorgung dar. Es dürfen aber auch nicht der Tragekomfort und die Kosmetik außer Acht gelassen werden, da sie wesentlich zur Akzeptanz der Hörhilfe beitragen. Aus technischer Sicht sollte das ‚ideale‘ Hörgerät eine Verarbeitungsstrategie vorsehen, die die Parameter des pathologischen Gehörs in allen Punkten individuell kompensiert. In diesem Sinne sollte idealerweise durch Hintereinanderschalten von Hörhilfe und pathologischem Gehör ein normaler Zustand erreicht werden können.
Obwohl die ersten voll digital verarbeitenden Hörgeräte auf dem Markt eingeführt wurden, ist ein derartiges ‚ideales‘ Hörgerät noch nicht realisierbar. Dazu müssten sämtliche Eigenschaften des pathologischen Gehörs erfasst werden können, was die derzeitige Audiometrie aber noch nicht leisten kann. Ferner müssten Hörgeräte weit mehr als nur Verstärkungsfunktionen bieten, sondern auch, speziell bei sensorischen oder neuralen Hörstörungen, Einschränkungen im Frequenz- und Zeitauflösungsvermögen der Patienten kompensieren können. Dementsprechend komplex müsste die Verarbeitungsstrategie der Hörgeräte sein, um alle diese Mängel auszugleichen.
Was darf man also von heutigen Hörgeräten tatsächlich erwarten? Grundsätzlich sollten die Eingangssignale in den Bereichen zwischen Hörschwelle und Unbehaglichkeitsschwelle (Schwelle, bei der Schall unbehaglich laut empfunden wird) transformiert werden (Restdynamik). Dieser Bereich ist bei endocochlearen Hörstörungen sehr stark eingeschränkt, da die Hörschwelle der Patienten zwar zu hohen Pegeln steigt, die Unbehaglichkeitsschwelle aber bei der jeweiligen Frequenz nicht auch im selben Maße steigt, sondern nahezu konstant bleibt bzw. häufig auch sinkt. Man bezeichnet dieses Phänomen als Lautheitsausgleich oder Recruitment[16], was dazu führt, dass es bei den Patienten zu einer Dynamikkompression kommt, deren Kompressionsgrad bei den jeweiligen Frequenzen sehr unterschiedlich sein kann und sich von Fall zu Fall stark unterscheidet. Aus dem Abstand der Hör- und Unbehaglichkeitsschwelle resultiert die Restdynamik der jeweiligen Frequenz. Diese ist bei Normalhörenden bei allen Frequenzen nahezu identisch und beträgt 100 dB, da als normal betrachtet wird, dass ein gesundes Gehör in allen Frequenzen eine Hörschwelle von null dB HL hat und eine Unbehaglichkeitsschwelle von 100 dB HL. Abb. 8-10 veranschaulicht die unterschiedlichen Arten von Recruitments und die daraus resultierenden Restdynamiken. Liegt eine reine Schallleitungsschwerhörigkeit vor, kommt es zu keinem Recruitment, was auch bei bestimmten neuralen Hörstörungen der Fall sein kann. Verschiebt sich nur die Hörschwelle zu höheren Pegeln, kommt es zum vollständigen Recruitment. Senkt sich der Pegel der Unbehaglichkeitsschwelle zusätzlich, spricht man vom Überrecruitment. Überträgt man diese Überlegungen für das vollständige Recruitment auf das Tonaudiogramm eines Schwerhörigen, veranschaulicht dies deutlich, wie in Abb. 8-11 dargestellt, die unterschiedlichen Kompressionsverhältnisse der jeweiligen Frequenzbereiche.
Zur adäquaten Anhebung der Eingangspegel bedarf es einer Verstärkung, die abhängig von Frequenz und Eingangsschalldruckpegel (LE) sicherstellt, dass die auftretenden Schallereignisse in geeigneter Weise über die Hörschwelle angehoben werden. Zugleich darf bei Auftreten hoher Eingangspegel die Unbehaglichkeitsschwelle (U-Schwelle) nicht überschritten werden, um unbehagliche Hörempfindungen oder gar schalltraumatische Hörstörungen zu verhindern. Dies erfordert eine eingangspegelabhängige Verstärkungswirkung des Hörgerätes, die im Idealfall das Hörfeld eines Normalhörenden, also die Lautheitsempfindungen eines Normalhörenden in Abhängigkeit von Schallpegel und Frequenz, auf das pathologische Hörfeld des zu versorgenden Ohres projiziert. Dieses müsste im selben Maße geschehen, wie das Hörfeld im rechten Tonaudiogramm in Abb. 8-11 durch Deformierung des normalen (linken) Tonaudiogramms entsteht, wobei zu berücksichtigen ist, dass es sich in den meisten Fällen nicht um einen linearen Lautheitsausgleich, wie er in Abb. 8-10 dargestellt wurde, sondern meist um einen exponentiellen Anstieg der Lautheitsfunktion handelt. Womit wir zum Anfang des Kapitels zurückkehren und sich die Frage stellt, welche audiologischen Kenndaten des Gehörs erforderlich sind, um sich eine genügend genaue Vorstellung vom pathologischen Hörfeld machen zu können, um mit diesem Wissen eine erfolgreiche Hörgeräteauswahl und -anpassung durchführen zu können.
Für die Hörgeräteauswahl und -anpassung kennt man eine Vielzahl von Arbeitshypothesen und Anpassstrategien, die hier nicht im Detail beschrieben werden können. Deshalb soll ein Überblick über die einzelnen methodischen Ansätze gegeben werden, woraus sich die gängigen Anpassverfahren bausteinartig zusammensetzen.
Dem Hörgeräteakustiker stellen sich bei der Auswahl und Anpassung der Hörgeräte drei Grundaufgaben:

Dabei stützt sich die Erfassung des Versorgungsgewinns sowohl auf quantifizierende Untersuchungsverfahren, wie z.B. die Sprachaudiometrie mit angepassten Hörgeräten, als auch auf die subjektive Beurteilung durch den Hörgeräteträger.
Sämtliche Vorgehensweisen beruhen darauf, dass das mittlere Langzeit-Sprachspektrum mittels Hörgerät frequenzabhängig in den Pegelbereich angenehmen Hörens (most comfortable level, kurz: MCL) verlagert werden muss. Diese Hypothese erscheint plausibel und deckt sich gut mit den praktischen Erfahrungen. Sie ist aber nicht nachweislich die beste Vorgehensweise, um ein bestmögliches Sprachverstehen in ruhiger wie auch in geräuschvoller Umgebung zu erzielen. Zumal bei Erstversorgungen berücksichtigt werden muss, dass der Patient seinen bisherigen Höreindruck in der Regel normal empfunden hat und ihm Hörgeräte, die ausschließlich zum optimalen Sprachverstehen eingestellt werden, anfänglich meist als zu laut und zu geräuschvoll vorkommen.
Die elementaren Verfahren zur Bestimmung des frequenzbezogenen Verstärkungsbedarfs gehen von einem funktionalen Zusammenhang zwischen der Hörschwelle und dem MCL aus. Dass diese Annahme im statistischen Mittel zutreffend ist, bestätigen diesbezügliche Untersuchungen. Allerdings sind die individuellen Abweichungen vom Mittelwert ganz erheblich. Legt man aber die Mittelwerte zugrunde, so entspricht bei einem typischen Sprachpegel von 65 dB die erforderliche Verstärkung etwa dem halben Hörverlust. Bei geringen Hörverlusten geht dieser Zusammenhang eher in eine 1/3-Hörverlust-Formel, bei hochgradigen Verlusten in eine 2/3-Hörverlust-Regel über. Ausgehend von diesen Zusammenhängen wurden von mehreren Autoren Formeln zur Bestimmung der benötigten Verstärkung und des Frequenzganges auf der Grundlage der Hörschwelle entwickelt. Die bekanntesten Repräsentanten sind die Formeln nach Berger[3] und Mitarb. (1989) [= Berger], McCandless und Lyregaard[12] (1983) [= prescription of gain and output, kurz: POGO] und nach Byrne und Dillon[5] (1986) [= National Acoustics Labaratories, kurz: NAL]. Die Berechnungen sind mittlerweile in allen softwaregesteuerten Anpassmodulen der auf dem Markt befindlichen Hörgerätehersteller integriert und erübrigen damit umständliche Berechnungen, wie sie mit den Formeln, die in Tab. 8-1 dargestellt sind,
vorgenommen werden können.

 

Frequenz in Hz

Wirksame akustische Verstärkung in dB

nach Berger

nach POGO

nach NAL

250
 

HS / 2 –10

X + 0,31 x HS – 17

500

HS / 2

HS / 2 – 5

X + 0,31 x HS – 8

1000

HS / 1,6

HS / 2

X + 0,31 x HS + 1

2000

HS / 1,5

HS / 2

X + 0,31 x HS – 1

3000

HS / 1,7

HS / 2

X + 0,31 x HS – 2

4000

HS / 1,9

HS / 2

X + 0,31 x HS – 2

6000

HS / 2
 

X + 0,31 x HS – 2

 
 X = 0,05 x ( HS[0,5 kHz] + HS[1 kHz] + HS[2 kHz] )
  HS = Hörverlust in dB HL aus dem Tonaudiogramm


  Tab. 8-1: Formeln zur Berechnung der insertion gain

Wendet man diese unterschiedlichen Formeln auf den Hörverlust im rechten Tonaudiogramm der Abb. 8-11 an, ergeben sich sehr unterschiedliche Zielverstärkungen, die in Abb. 8-12 dargestellt sind. Die Berechnungsformeln ergeben zwar tendenziell ähnliche Zielvorgabekurven, aber im Mittel liegt die NAL-Kurve um etwa 10 dB niedriger als die Berger-Kurve. Damit wird deutlich, das die Hörschwelle allein kein zuverlässiges Kriterium zur Berechnung des individuellen Verstärkungsbedarfs darstellt. Trotzdem erfreut sich die Berechnungsregeln auf der Basis der tonaudiometrischen Hörschwelle großer Popularität, da dieses Prozedere in der täglichen Anpasspraxis einfach umzusetzen ist. Sofern die so gewonnenen Verstärkungswerte lediglich als Startwerte für eine individuelle Feinanpassung verwendet werden, ist nichts dagegen einzuwenden, doch als definitive Zielvorgabe für die endgültige Versorgung sollten die präskriptiv ermittelten Werte keinesfalls verwendet werden.
Demzufolge wurden die Anpassmethoden weiterentwickelt und beziehen bei ihren Ermittlungen der Zielverstärkung überschwellige Parameter mit ein. Eine pauschale Berücksichtigung des überschwelligen Lautheitsanstiegs sieht das von Keller[7] (1988) vorgeschlagene Verfahren auf der Basis des erweiterten Isophonendifferenzmaßes vor. Das Verfahren beruht auf der Annahme, dass die Isophone (Kurve gleicher Lautheitsemfindung bei unterschiedlichen Frequenzen) angenehmen Hörens den Restdynamikbereich des Schwerhörigen im Verhältnis 2:1 teilt (siehe Abb. 8-2). Das Isophonendifferenzmaß entspricht dem Abstand der Isophone angenehmen Hörens zur 75 Phonkontur des Normalhörenden. Daraus kann unter Zugrundelegung zusätzlicher Annahmen das erweiterte Isophonendifferenzmaß und damit der Verstärkungsbedarf bestimmt werden.
Noch differenzierter können die individuellen überschwelligen Gehöreigenschaften durch die sogenannte Lautheitsskalierung bzw. Hörfeldskalierung berücksichtigt werden. Dazu bieten sich vielfältige Verfahrensansätze an, bei denen der Patient Schallreize einer Zahlenskala (null=nicht gehört bis 10=unbehaglich laut) oder einer Verbalskala, wie sie in Abb. 8-10 dargestellt ist, zuordnen muss. Als Schallreize dienen häufig Schmalband-Rausch-Bursts, die zufällig in ihrer Intensität und Mittenfrequenz dargeboten werden. Eine softwaregesteuerte Messeinheit registriert die Zuordnungsantworten des Patienten solange, bis bei den anpassrelevanten Frequenzen sich mit genügend großer Wahrscheinlichkeit Lautheitsfunktionskurven ausbilden, wobei sich dieselben Schmalband-Rausch-Bursts auch wiederholen können, wenn eine Antwort als nicht sehr wahrscheinlich scheint[11].
Inzwischen findet die Lautheitsskalierung zunehmend Eingang in die Arbeit der Hörgeräteakustiker, da die Anpassung mehrkanaliger und nichtlinearer Hörgeräte derartige Anpassverfahren zwingend erfordert.

   

 

8.1.3   Methoden zur Quantifizierung des Versorgungserfolgs

Nachdem das erfolgreiche Verstärkungsverhalten des Hörgerätes in Abhängigkeit von der Frequenz und möglichst als Funktion des Eingangspegels mit einem der zuvor beschriebenen Verfahren bestimmt wurde, ist im Weiteren zu prüfen, ob die Zielvorgaben von dem betreffenden Hörgerät am Ohr des Patienten erfüllt werden. Zudem muss der Versorgungserfolg ggf. im Vergleich mit anderen Hörgeräten verifiziert werden. In der ersten Phase der Hörgeräteanpassung werden Verfahren mit analytischem Charakter bevorzugt, wohingegen die zentral ansetzenden Methoden im Anschluss daran eine Abschätzung des erzielten Versorgungserfolgs ermöglichen. Mängel im Gesamtergebnis veranlassen den Hörgeräteakustiker, auf die analytische Ebene zurückzukehren, um durch iteratives Durchlaufen einer Feinanpassungsschleife, wie in Abb. 8-13 dargestellt, den Versorgungserfolg zu steigern. Somit finden beide Verfahrensgruppen beim Akustiker sowohl im Anwendungsbereich ‚Anpassung‘, als auch bei der ‚Effizienzkontrolle‘ in eng verflochtener Weise Anwendung, während sich der HNO-Arzt bei der Abschlussuntersuchung im Allgemeinen auf eine Gesamterfassung und -beurteilung des Versorgungserfolgs beschränkt. Die Verfahren, die sich für das praktische Vorgehen als am wichtigsten erwiesen haben, sollen im Folgenden kurz vorgestellt werden.
Um ein Hörgerät nicht gänzlich unvoreingestellt dem Kunden das erste Mal ins Ohr einzusetzen, wird es nach den bereits im Kapitel 8.1.2 beschriebenen präskriptiven Methoden auf eine Zielverstärkungskurve voreingestellt. Diese Voreinstellung bildet in erster Näherung eine passende Einstellung, die als Grundeinstellung für weitere Feineinstellungen gut geeignet ist, und verhindert, dass die hohe Erwartungshaltung des Patienten vom ersten Klangeindruck nicht vollkommen enttäuscht wird. Diese Voreinstellung geschieht mit einem Messmikrofon, dass mit Hilfe eines Kupplers, der die charakteristischen Resonanzeigenschaften des Gehörgangsrestvolumens (Luftraum zwischen Otoplastik und Trommelfell) nachbilden soll, an das Hörgerät angeschlossen wird. In einer sogenannten Messbox können so, von Störschalleinflüssen nahezu unbeeinflusst, die akustischen Kenndaten (Frequenzkurve, Verstärkungskurve, maximaler Ausgangsschalldruckpegel) des Hörgerätes ermittelt und auf die Bedürfnisse des Hörverlustes voreingestellt werden. Diese Voreinstellung ist aber immer noch viel zu ungenau, um die Anpassung im nächsten Schritt mit den zentral ansetzenden Methoden fortzusetzen. Sie berücksichtigt weder die individuellen Gehörgangsresonanzeigenschaften (Außenohrübertragungsfunktion) ohne Hörgerät noch die Übertragungseigenschaften der Otoplastik. Diese wirken sich aber wesentlich auf die tatsächlich benötigte Zielverstärkung am Trommelfell aus. Besonders die Gestaltung der Otoplastik nimmt erheblichen Einfluss auf die Frequenzcharakteristik des Übertragungssystems Hörgerät-Otoplastik-Gehörgangs-restvolumen und hat deswegen einen besonderen Stellenwert bei der handwerklichen Arbeit des Akustikers. Durch Variierung der Zapfenlänge, der Belüftungsbohrung, des Schlauchdurchmessers und durch Einsatz von Dämpfungselementen können die Frequenzübertragung und das Resonanzverhalten stark beeinflusst werden[19]. Abb. 8-14 zeigt schematisch drei Einflussgrößen einer Otoplastik auf ihre Frequenzübertragungseigenschaften.
Im nächsten Schritt der Anpassung überprüft der Akustiker zunächst den anatomisch korrekten Sitz des Hörgerätes und der Otoplastik um für maximalen Tragekomfort zu sorgen. Anschließend nimmt er mit einem Sondenmikrofon die individuelle Außenohrübertragungsfunktion ohne Hörgerät auf, die nach dem Einsetzen des Hörgerätes verloren geht und durch zusätzliche Verstärkerleistung kompensiert werden muss. Zu diesem Zweck kommen sogenannte In-situ-Messgeräte zum Einsatz, mit deren Hilfe der tatsächliche individuelle Schalldruckpegel in Abhängigkeit von Eingangsschalldruckpegel und Frequenz am Trommelfell gemessen werden kann. Sie ermitteln die wirksame akustische Verstärkung (insertion gain) durch Subtraktion der Außenohrübertragungsfunktion (open ear gain, kurz: OEG ) von der In-situ-Verstärkung. Die insertion gain berücksichtigt somit alle individuellen Faktoren, die die OEG durch die Übertragungskette Hörgerät-Otoplastik-Gehörgangsrestvolumen stören. Abb. 8-15 zeigt das Messprinzip der OEG- und In-situ-Messung und deren Frequenzverläufe. Die daraus resultierende wirksame akustische Verstärkung (insertion gain) des anzupassenden Hörgerätes kann nun auf die Zielverstärkung (in diesem Beispiel eine NAL-Zielvorgabe) einjustiert werden.
Eine weitere Möglichkeit, die Zielverstärkung des Hörgerätes auf den Hörverlust einzujustieren, stellt die Hörfeldskalierung mit Hörgeräten dar. Die Vorgehensweise ist dieselbe, wie sie bereits am Ende des Kapitels 8.1.2 beschrieben wurde. Das Ziel der Hörfeldskalierung mit Hörgeräten ist es aber, das Hörgerät so einzustellen, dass die erzielte Lautheitsempfindung des Hörgeräteträgers der eines Normalhörenden entspricht. Um dies mit möglichst geringem Zeit- und Messaufwand zu realisieren, ist die In-situ-Anpassung das beste Mittel, um eine möglichst gute Näherung an die endgültige Einstellung des Hörgerätes zu erzielen.
Nach dieser ersten analytischen Methode der Hörgeräteeinstellung prüft der Hörgeräteakustiker die Einstellung durch zentral ansetzende Methoden. Zunächst erkundigt er sich nach dem subjektiven Empfinden des Hörgeräteträgers bezüglich des Klangs des Hörgerätes und der Sprachverständnisverbesserung im Zweiergespräch. Empfindet der Patient den Höreindruck mit Hörgerät nicht als unangenehm, wird die Einstellung des Gerätes mit Hilfe von Sprachtests quantifiziert. Dazu wird eine Sprachaudiometrie über Lautsprecher mit Hörgerät durchgeführt. In der Praxis findet dafür, wie auch schon bei der Aufnahme der akustischen Kenndaten des Gehörs über Kopfhörer, fast ausschließlich der Freiburger Sprachtest nach DIN 45621-1 Anwendung.
Das Inventar dieses Tests umfasst zehn Testgruppen mit jeweils zehn deutschen Mehrsilbern (zweistellige Zahlen) und zwanzig Testgruppen mit jeweils zwanzig deutschen Einsilbern (einsilbige Hauptwörter), die untereinander phonetisch ausgeglichen sind und somit gleichwertig eingesetzt werden können.
Ziel der Hörgeräteeinstellung ist es, dass der Hörgeräteträger die Einsilber einer Testgruppe bei 65 dB (Schallpegel einer normalen Unterhaltung) in dem Maße verstehen und wiedergeben kann, wie er es über Kopfhörer beim Schallpegel des besten Sprachverständnisses kann, und die Hörgeräteeinstellung bezüglich ihres Klangs und ihrer Lautstärke als angenehm empfindet. Liegt die Sprachverständlichkeit bei 65 dB Sprachpegel unter dem maximal möglichen Sprachverständnis oder empfindet der Hörgeräteträger die Einstellung in irgendeiner Weise als unangenehm, muss der Akustiker nach probaten Mitteln suchen, um diese Defizite zu eliminieren. Je nach Art der Beanstandung ist eine Nachbesserung an der Frequenzkurve, dem Dynamikverhalten des Hörgerätes oder an den bereits erwähnten Einflussgrößen der Otoplastik vorzunehmen. Nach einer erneuten Kontrolle der Veränderungen mit Hilfe der analytischen Methoden kann eine weitere Überprüfung der Hörgeräteeinstellung mit dem Sprachtest und der subjektiven Beurteilung des Patienten erfolgen. Dieser Vorgang wiederholt sich so oft, bis ein Optimum aus Sprachverständlichkeit und Klangakzeptanz gefunden wird. Letzteres hat bei Erstversorgungen eine größere Gewichtung als bei späteren Nachanpassungen und Wiederversorgungen, da unerfahrene Hörgeräteträger ausschließlich auf Sprachverständlichkeit optimierte Hörgeräteeinstellungen in ihrem gewohnten Umfeld in den meisten Fällen als zu schrill und laut empfinden. Bei ihnen muss durch mehrere Nachanpassungen eine Gewöhnung an den 'optimalen' Klang erfolgen.
Nachdem die Optimierung der Zielverstärkung auf dem einen Ohr abgeschlossen ist, wird ggf. mit dem zweiten Ohr genauso verfahren. Nachdem beide Hörgeräte einzeln angepasst wurden, werden im letzten Schritt der Anpassung die Einstellungen der beiden Geräte bei der binauralen Versorgung aufeinander abgestimmt. Dabei wird geprüft, ob die Sprachverständlichkeit bei 65 dB ihr Optimum erhält oder zum Teil auch verbessert, ob die Sprachverständlichkeit bei 80 dB konstant bleibt und nicht als unbehaglich empfunden wird und ob der Kunde die Geräte als gleich laut empfindet. Ferner ist zu prüfen, ob die Indikationskriterien für ein zweites Hörgerät erfüllt werden (siehe Kapitel 1.3). Diese Prüfung wird in der Praxis aber meist erst während eines weiteren Termins durchgeführt, wenn sich der Patient für die Versorgung mit zwei Hörgeräten entschieden hat, weil die Anpasssitzung zu diesem Zeitpunkt in der Regel schon ein bis eineinhalb Stunden dauerte und die Ergebnisse durch Ermüdungserscheinungen des Patienten beeinträchtigt werden könnten.
Die erste Anpasssitzung schließt mit der Einweisung in die sachgerechte Handhabung und Pflege der Geräte und es beginnt die Probezeit, in der der frisch versorgte Hörgeräteträger in seiner gewohnten Umgebung überprüfen soll, wie er mit den Hörgeräten zurecht kommt. Er wird dazu angehalten, die Hörgeräte ständig zu tragen, um beim nächsten Termin genau Auskunft darüber geben zu können, in welchen Situationen ihm die Hörgeräte handhabungstechnisch und akustisch noch Probleme bereitet haben, damit der Hörgeräteakustiker auch diese Mängel noch beseitigen kann.
Die Probezeit dauert zwischen zwei bis vier Wochen und beinhaltet noch weitere Anpasssitzungen, falls diese erforderlich sind. Sie endet bei erfolgreicher Anpassung mit einem Abschlusstermin beim Akustiker, bei dem noch offene Fragen zum Umgang mit den Geräten und zum Zubehör erörtert werden. Spätestens bei diesem Termin teilt der Patient dem Akustiker mit, ob er sich für die Versorgung mit einem oder zwei Hörgeräten entscheidet. Entscheidet er sich für zwei Geräte, hat der Hörgeräteakustiker im Anpassbericht für den HNO-Arzt zu bestätigen, dass die Indikationskriterien für das zweite Gerät erfüllt sind und in welchem Maße. Dazu führt er sprachaudiometrische Messungen im Störgeräusch durch, wie sie im Kapitel 2 genau beschrieben werden. Diese Messungen haben zum Ziel den Nachweis darüber zu führen, dass der Hörgeräteträger bei binauraler Versorgung im Vergleich zur monauralen Versorgung einen Sprachverständlichkeitsgewinn von mindestens zehn Prozentpunkten erzielt bzw. sein Richtungshören mit zwei Geräten verbessert wird.
Das Ergebnis wird unter Angabe des angewandten Messaufbaus im Anpassbericht vermerkt. Der Anpassbericht beinhaltet alle Messdaten der akustischen Kenndaten des Gehörs und die Messergebnisse der Anpassungen, die vom Akustiker ermittelt wurden, damit der HNO-Arzt diese mit eigenen Messungen überprüfen kann. Im Anschluss daran verordnet der HNO-Arzt die angepassten Hörgeräte und der Akustiker kann dann mit der Verordnung den Kostenträgern und dem Patienten seine erbrachten Leistungen in Rechnung stellen.
Damit findet der Anpassverlauf zwar seinen Abschluss, der Kontakt zwischen Hörgeräteträger und Akustiker findet in den darauf folgenden Jahren aber weiter statt. Zum einen bezieht der Patient die Pflegemittel und meistens auch die Batterien regelmäßig vom Fachhändler, und zum anderen nutzt der Akustiker diese Gelegenheiten dazu sicherzustellen, dass der Kunde mit seinem Produkt zufrieden ist.

   

 

8.1.4   Hörgerätetechnik

Ein ‚klassisches‘, konventionelles Hörgerät besteht aus einem linearen Verstärker, dessen Frequenzgang durch das Hörgerätemikrofon, die eingebaute Verstärkerschaltung mit Klangblenden, den Hörer (ggf. mit Hörschlauch und Otoplastik) und die Ankupplung an den äußeren Gehörgang vorgegeben ist. Unter linear ist hiermit nicht ein flacher, von der Frequenz unabhängiger Frequenzgang zu verstehen, sondern das Verhalten des Hörgerätes wie ein lineares, zeitinvariantes System, das sich von nichtlinearen Dynamikkompressionshörgeräten unterscheidet. Der Frequenzgang lässt sich durch Auswahl eines geeigneten Gerätes, durch die Klangeinstellung und Änderungen im Ohrpassstück variieren. Für die Wahl des Frequenzgangs und die effektive Verstärkung wendet man die in Kapitel 8.1.2 beschriebenen präskriptiven Anpassverfahren an und kontrolliert die Einstellung mit dem In-situ-Messverfahren.
Im Beispiel von Abb. 8-16 würde daher als Frequenzgang des Hörgerätes bei der Anwendung der Hörverlust-1/2-Regel eine der mittleren durchgezogenen Kurven entsprechende, leichte Anhebung hoher Frequenzen (zur Kompensation der ‚verlorenen‘ OEG ) resultieren. Bei niedrigen Eingangspegeln kann dies zu einer unzureichenden Verstärkung höherer Frequenzen führen, so dass diese für die Sprachwahrnehmung wichtigen Frequenzanteile unterhalb der Hörschwelle des Patienten liegen und nicht wahrgenommen werden können. Bei hohen Schallpegeln wird dagegen leicht die U-Schwelle überschritten (Abb. 8-17). Ein optimaler Frequenzgang mit genügender Balance zwischen hohen und tiefen Frequenzen ist daher nur für den mittleren Eingangsschallpegelbereich erreichbar. Dies führt dazu, dass die Hörgeräteträger am Poti des Hörgeräts die Verstärkung ständig so nachregeln, dass das Ausgangssignal des Hörgerätes sich im angenehmen Bereich befindet. Um den maximalen Ausgangsschalldruckpegel zu begrenzen, kommt eine sogenannte PC (peak clipping) zum Einsatz, so dass er die U-Schwelle nicht überschreitet. Die PC begrenzt die Amplitude zeitlos, was zu harmonischen, nichtlinearen Verzerrungen führt.
Um dem Hörgeräteträger das ständige Betätigen des Verstärkungsreglers abzunehmen und sie zudem vor plötzlichen Schallimpulsen zu schützen, kann eine breitbandige Dynamikkompression verwendet werden. Bei ihr wird der einmal festgelegte Frequenzgang des Hörgerätes nicht verändert werden. Dafür werden die Eingangs- Ausgangs-Kennlinien (d.h. der Ausgangspegel bei vorgegebenem Eingangspegel) und zu Teil auch die Regelzeitkonstante vorgegeben bzw. individuell angepasst, mit denen sich der Verstärkungsgrad des Hörgerätes in Abhängigkeit vom Eingangssignal ändert. Man unterscheidet zwischen der automatische Verstärkungsregelung (automatic volume control, kurz: AVC), die durch große Zeitkonstanten und geringe Kompressionsfaktoren ein langsames ‚Nachstellen‘ des Hörgerätes an die jeweilige Hörsituation mit charakteristischen mittlerem Schallpegel ermöglichen soll, und der Kompressionsbegrenzung die durch kurze Zeitkonstanten und hohe Kompressionsfaktoren oberhalb eines bestimmten Pegelwertes beim Auftreten hoher Pegelspitzen die Verstärkung begrenzen soll (‚Edel-PC‘ ). Die Auswirkungen einer Breitbanddynamikkompression ist in Abb. 8-17 als gepunktete Kurven eingezeichnet. Es wird deutlich, dass diese Form der Dynamikkompression schon einen Teil der bei rein linearen Hörgerätes auftretenden Probleme lösen kann. Darüber hinaus treten aber noch weitere Probleme auf.
Bei einem stark frequenzabhängigen Hörverlust ist z.B. in der Regel der Dynamikbereich ebenfalls stark frequenzabhängig. Bei einer Breitbanddynamikkompression wird die Kompression für alle Frequenzen gleich eingestellt, und zwar so, dass bei der Frequenz mit dem geringsten Dynamikbereich die U-Schwelle nicht überschritten wird. Dies kann zu einer stärkeren Dynamikkompression zwingen, als für die anderen Frequenzbereiche notwendig und zu einer nicht optimalen Wiederherstellung des Lautheitseindrucks.
Um die Nachteile der Breitbanddynamikkompression zu vermeiden, kann die Dynamikkompression frequenzabhängig durchgeführt werden, so dass für jeden Eingangspegel eine unterschiedliche Übertragungsfunktion des Hörgerätes resultiert (Abb. 8-18). Dies kann z. B. durch Aufspaltung des Frequenzbereiches in mehrere Bänder, in denen unabhängig von einander eine Dynamikkompression durchgeführt wird, erreicht werden. Moderne Hörgeräte wandeln dazu das analoge Eingangssignal in digitale Werte um und führen anschließend eine digitale Signalverarbeitung durch, um das Frequenzspektrum theoretisch in beliebig viele Frequenzbänder zu trennen und individuell weiter zu verarbeiten. Mit Hilfe von Frequenzbandpässen lässt sich diese mehrkanalige Dynamikkompression aber auch im eingeschränkten Maße mit analoger Signalverarbeitung realisieren. Aufgrund des technologischen digitalen Standards wird die analoge Realisierung aber heutzutage nicht mehr weiter verfolgt. In Abb. 8-18 ist zum einfacheren Verständnis die analoge Form dargestellt, wie sie im Prinzip in modernen Hörgeräten auf digitale Art ähnlich realisiert wird. Das Eingangssignal wird in drei Frequenzbereiche mit einstellbaren Trennfrequenzen aufgeteilt. In jedem Kanal wird der Pegel bestimmt. Der gemessene Pegel wird in eine Eingangs-Ausgangskennlinie mit variablem Einsatzpunkt (Knickpunkt), Kompression und Kompressionsverhältnis umgesetzt und anschließend mit einem vorgegebenen Verstärkungsfaktor multipliziert. Anschließend werden die drei Kanäle aufaddiert und dem Patienten über den Hörer akustisch wiedergegeben (nach Appell & Mitarb. 1995[1]). Durch verschiedene Kompressionskennlinien in den drei Kanälen, die an den frequenz- und eingangspegelabhängigen Verstärkungsvorgaben für den individuellen Patienten ausgerichtet sind, kann der Frequenzgang des resultierenden Mehrkanalkompressionshörgerätes nahezu in der gewünschten Weise auf die Bedürfnisse des Hörgeräteträgers eingestellt werden. Dies wird in Abb. 8-19 noch einmal am bekannten Beispiel verdeutlicht. Aufgrund der relativ einfachen Realisierbarkeit und der klaren Vorteile gegenüber Breitbandkompressionsschaltungen haben sich Mehrkanalkompressionshörgeräte in den unterschiedlichsten Realisierungsformen bei den jeweils neuesten Generationen kommerziell erhältlicher Hörgeräte bewährt. Sie variieren in der Anzahl der Kanäle, der ggf. einstellbaren Trennfrequenzen zwischen den Kanälen, den Einstellparametern der Eingangs-Ausgangskennlinien und der Zeitkonstanten.
Die tatsächlich benötigte Anzahl von veränderbaren Parametern hängt sehr stark mit der Art und Schwere des zu versorgenden Hörverlustes ab. Zudem muss der Hörgeräteakustiker immer sehr gewissenhaft abwägen, inwiefern er die einstellbaren Parameter wirklich effektiv für eine für den Kunden zufriedenstellende Anpassung mit den ihm zur Verfügung stehenden Anpassverfahren, nutzen kann. Die Mehrkosten für eine technisch sehr hochwertige Hörgeräteversorgung muss sich für den Kunden im Vergleich zu einer qualitativ einfacheren Lösung durch höheren Hörkomfort und besseres Sprachverständnis in schwierigen Hörsituationen bezahlt machen. Andernfalls wird der Patient die für ihn entstehenden hohen Zuzahlungsbeiträge für nicht gerechtfertigt halten. Es ist überdies natürlich auch wichtig, das beide Ohren gleichermaßen möglichst effektiv versorgt werden. Dabei spielt die Erfahrung und das Wissen des Hörgeräteakustikers über die komplexen Wechselwirkungen zwischen den unterschiedlichsten Parametern der Hörgeräteversorgung eine entscheidende Rolle. Die Anpassung von modernen Hörgerätesystemen bedarf eines umfangreichen Fachwissens und erheblichen apparativen Messaufwandes, um ihre Vorteile gegenüber konventionellen Hörsystemen zu optimieren. Das beste Hörgerät nützt dem Patienten nichts, wenn es mit veralteten und unzureichenden Anpassverfahren einjustiert wird. Ganz im Gegenteil, es leistet dem weitverbreiteten Vorurteil gegen Hörgeräte, dass Hörgeräte übertrieben teuer seien und so gut wie nichts brächten, weiter Vorschub.