DE3382619T2

DE3382619T2 - Vorrichtung und verfahren zur diagnose der ohrpathologie.

Info

Publication number: DE3382619T2
Application number: DE8383901478T
Authority: DE
Inventors: John H Teele
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1982-03-16
Filing date: 1983-03-16
Publication date: 1993-04-15
Anticipated expiration: 2003-03-17
Also published as: DE3382619D1; AU1511483A

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Diagnose der Ohrpathologie entsprechend der Gattung des Patentanspruchs 1 (US-A-3 294 193 und US-A-4 079 198), sowie ein Verfahren zur Diagnose der Ohrpathologie, um eine von der komplexen akustischen Impedanz abhängige Größe zu erfassen, welches Verfahren mit einer Vorrichtung der genannten Art durchgeführt werden kann.
Es sind eine große Anzahl von Erkrankungen des menschlichen oder tierischen Ohrs bekannt. Verhältnismäßig häufige Erkrankungen sind Verstopfungen des äußeren Ohrkanals, Agenesis der Ohrmuschel, Atresia der äußeren Ohrkanäle, Perforationen des Trommelfells, Retraktionen des Trommelfells, Otitis in ihren unterschiedlichen Formen, Otosclerosis, Fixationen des Steigbügels, Cholesteatoma etc. Bei Kindern ist eine Mittelohrentzündung eine der häufigsten Kinderkrankheiten. Dadurch können erhebliche Beschwerden auftreten, die zu langzeitigen Hör- und Lernschwierigkeiten führen können, falls keine umgehende Diagnose und Behandlung erfolgt. Ferner sind Mittelohrentzündungen häufig symptomatisch für andere Krankheiten und deshalb bei deren Diagnose von Nutzen.
Die Diagnose von Mittelohrentzündung bei kleinen Kindern ist oft schwierig durchzuführen, weil bei bekannten Diagnoseverfahren nicht nur Angstgefühle sondern auch Schmerzen auftreten können. Auch die Untersuchungsmethoden mit Hilfe konventioneller Ohrenspiegel kann zu Schwierigkeiten führen, weil sich das Kind bewegt und dadurch die Untersuchung behindert, oder weil es vorkommen kann, daß das Kind sich gegen die Durchführung der Untersuchung wehrt. Besonders große Schwierigkeiten können sich ergeben, wenn Massenuntersuchungen erfolgen, beispielsweise wenn in Kliniken eine große Anzahl von Patienten in einer verhältnismäßig kurzen Zeit untersucht werden müssen. Ähnliche Probleme können sich auch bei anderen bekannten Diagnoseverfahren wie bei der Tympanometrie ergeben.
Es ist ferner bekannt, akustische Impedanzmessungen durchzuführen, um Eigenschaften des Ohrs für medizinische Diagnosezwecke zu erfassen. Bekannte akustische Impedanzmessungen des menschlichen Ohrs sind in den folgenden US-Patentschriften beschrieben:
In US 3 294 193 ist eine Impedanzbrücke beschrieben, wobei eine Messung bei 220 Hz erfolgt. In US 3 757 769 erfolgt eine Messung des komplexen Widerstands bei 220 und 660 Hz. In US 4 002 161 und 4 009 707 erfolgt eine Messung der akustischen Admittanz bei 220 Hz, und in US 4 079 198 findet eine Meßbrücke Verwendung und die Messung erfolgt bei veränderlichen Frequenzen. In sämtlichen Fällen ist eine Abdichtung des Ohrkanals erforderlich. Eine weitere Messung der statischen und dynamischen Impedanz des Trommelfells ist aus IEEE Transactions on Bio-Medical Engineering, Band PME-15, Nr. 1, Januar 1968, Seiten 10-16 bekannt.
Typischerweise wird eine Sonde (US 4 057 051) in den Ohrkanal derartig eingesetzt, daß das Ohr zuverlässig gegenüber der äußeren Atmosphäre abgedichtet ist. Die Sonde ist normalerweise mit einer Einrichtung versehen, die eine Änderung des Drucks in dem Ohrkanal über und unter den Umgebungsdruck ermöglicht.
Während der Druck geändert wird, oder bei ausgewählten bestimmten Werten des Drucks, wird ein kontinuierliches Tonsignal mit konstanter Amplitude in den Ohrkanal eingeführt. Dieses Signal von der Schallquelle und das Signal von einem auf der Sonde angeordneten Wandler werden in unterschiedlicher Weise kombiniert, um am Eingang des Ohrkanals eine Messung mit einfacher akustischer Admittanz (US 4 002 161 und 4 009 707), eine Impedanzmessung (US 3 294 193 und 4 079 198) oder der komplexen Admittanz (US 3 757769) zu erzielen. In den meisten der aufgeführten Fälle erfolgt eine direkte Messung der akustischen Admittanz bei einer Frequenz von 220 oder 660 Hz. In den beiden anderen genannten Fällen erfolgen die Impedanzmessungen in einer Brückenschaltung mit Hilfe eines künstlichen Ohrs als Bezugseinrichtung, in einem größeren Frequenzbereich.
Im Handel verfügbare Einrichtungen der in den US-Patentschriften beschriebenen Art sind die Metz-Brücke, die Madsen ZO 70 elektroakustische Impedanzmeßeinrichtung und das Grason-Stadler Modell 1720. Bei jeder dieser Einrichtungen wird der äußere Ohrkanal luftdicht abgedichtet und der Druck in diesem wird zwischen +200 mm und -400 mm Wassersäule geändert, wenn eine ausgewählte Charakteristik des Trommelfells gemessen wird. Bei den Einrichtungen von Metz und Madsen ist die ausgewählte Messung die Impedanz (oder Admittanz) des Trommelfells bei einer einzigen vorherbestimmten Frequenz. Bei der Einrichtung von Grason-Stadler ist die ausgewählte Eigenschaft die Konduktanz (oder Suszeptanz) des Kanals bei zwei unterschiedlichen Frequenzen, nämlich 220 und 660 Hz.
Bei diesen Einrichtungen sind viele gemeinsame Eigenschaften vorhanden:
1. Die Messungen erfolgen mit kontinuierlichen Schallsignalen mit niedriger Frequenz, 2. eine luftdichte Abdichtung ist erforderlich, um eine brauchbare Messung durchzuführen, 3. die Sonde muß tief in den Ohrkanal eingesetzt werden, 4. der Luft durch in dem Ohrkanal muß über und unter dem Atmosphärendruck geändert werden, 5. keine kontinuierliche Echtzeit- Anzeige diagnostischer Daten ist vorgesehen, 6. hochqualifiziertes Personal ist häufig erforderlich, um die Untersuchung durchzuführen und die Resultate zu interpretieren, 7. die Einrichtungen sind oft sehr umfangreich, kompliziert und teuer, und 8. die Mithilfe des Patienten ist oft eine Voraussetzung für die Ermöglichung brauchbarer Resultate. Gewöhnlich empfinden die Patienten, die derartigen Diagnoseverfahren ausgesetzt werden, ein beträchtliches Mißbehagen. Dies ist insbesondere bei Kleinkindern der Fall, deren Alter beispielsweise zwischen wenigen Monaten und 10 Jahren beträgt und die unkontrollierbare Bewegungen ausführen, wodurch die Messung erschwert wird, und die sogar in gewissen Fällen sich gegen die Durchführung der Untersuchung sträuben und diese verhindern, insbesondere wenn früher durchgeführte Messungen dieser Art zu beträchtlichem Umbehagen führten.
Es ist deshalb Ziel der Erfindung, eine verbesserte Vorrichtung zur Diagnose der Ohrpathologie und ein verbessertes Diagnoseverfahren zu schaffen. Die Vorrichtung soll eine schnelle Durchführung der Messung und eine schnelle Anzeige des Meßresultats in einer für den Benutzer zweckmäßigen Form ermöglichen. Die Vorrichtung soll insbesondere für die Diagnose der Ohrpathologie von kleinen Kindern geeignet sein und soll auch für Massenuntersuchungen vorteilhaft verwendbar sein.
Eine Vorrichtung gemäß der Erfindung ist durch den Gegenstand des Patentanspruchs 1 gekennzeichnet. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Vorrichtung sind Gegenstand der Unteransprüche. Das Diagnoseverfahren gemäß der Erfindung ist durch den Gegenstand des Patentanspruchs 7 gekennzeichnet.
Es wurde deshalb eine einfache, jedoch sehr effektive Vorrichtung und ein damit durchführbares Diagnoseverfahren geschaffen. Obwohl Vorrichtung und Verfahren gemäß der Erfindung vorteilhafterweise dazu benutzt werden können, einen großen Bereich von möglichen Krankheiten festzustellen, ergeben sich besondere Vorteile bei der Diagnose des Vorhandenseins oder des Fehlens von Mittelohrentzündungen bei kleinen Kindern, da das Verfahren sehr schnell durchführbar ist, wodurch Schwierigkeiten vermieden werden können, die sonst durch Bewegungen des Kinds während der Untersuchung verursacht würden. Insbesondere ist keine Erzeugung eines Überdrucks im Ohrkanal erforderlich, wodurch der hauptsächliche Grund für Schmerzverursachung und Verursachung von Angst bei Anwendung üblicher bekannter Meßverfahren vermieden werden kann. Ferner ist kein luftdichter Kontakt zwischen der Meßvorrichtung und dem Ohr des Patienten erforderlich, ebenso keine tiefe Einsetzung in den Ohrkanal, wodurch weiterhin die Verursachung von Angst und Schmerzen bei einer Untersuchung verringert werden kann.
Verfahren und Vorrichtung gemäß der Erfindung sind besonders nützlich für die Diagnose von Ausfluß im Mittelohr bei Mittelohrentzündungen. Bei dem Verfahren wird eine Größe bestimmt, die von der komplexen akustischen Impedanz des Mittelohrs abhängig ist, nämlich die Vektorsumme des auf ein Mikrofon auffallenden Signals, welches sich danach im Ohrkanal (verlustbehaftete Übertragungsleitung) ausbreitet und welches Signal von dem Ohr zu dem Mikrofon reflektiert wird, insbesondere von dem Trommelfell und von Komponenten des Mittelohrs.
Die Resultate einer derartigen Bestimmung, die gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel mit großer Bandbreite von Tonfrequenzen (typischerweise 1 kHz bis 15 kHz) erfolgt, werden überprüft, ob ein pathologisch bedingter Extremwert bei dieser Vektorsumme vorhanden ist, der eine charakteristische Form hat, typischerweise in einem charakteristischen Frequenzbereich mit einem Zentrum zwischen etwa 1,5 und 5,5 kHz, abhängig von dem Alter des Patienten, der Länge der Sonde und dem betreffenden pathologischen Erscheinungsbild.
Das Verfahren kann mit einer Vorrichtung gemäß der Erfindung ausgebildet werden, die vorzugsweise ein Reflexions-Analysegerät mit einem Prüfkopf enthält, in dem ein Hohlraumresonator vorgesehen ist, ein derartig angeordneter Wandler, daß ein Schallfeld in dem Hohlraumresonator erzeugt wird, eine hohle Sonde zur Weiterleitung von Schall von dem Hohlraum zu der Umgebung des Ohrkanals vorgesehen ist, die eine Impedanzanpassung an den Ohrkanal ermöglicht, sowie ein Mikrofon vorgesehen ist, das zweckmäßigerweise an der Verbindungsstelle von Hohlraum und Sonde angeordnet wird. Die Vorrichtung enthält auch einen Signalgenerator, der mit den Wandler verbunden ist, sowie geeignete Anordnungen zur Verarbeitung des Signals von dem Mikrofon.
Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel erzeugt das Analysegerät ein gepulstes oder kontinuierliches Wellensignal, dessen Frequenz und Amplitude sich innerhalb eines geeigneten Zeitintervalls ändert. Mit einer derartigen Vorrichtung kann das Verfahren durchgeführt werden, während sich das Ohr unter Atmosphärendruck befindet und mindestens teilweise offen für Luft in der Atmosphäre ist, weshalb die Erfindung besonders vorteilhaft bei der Diagnose von Mittelohrkrankheiten kleiner Kinder ist, bei denen ein Einsetzen von Sonden und ein Abdichten des Ohrkanals nicht wünschenswert oder nicht ohne weiteres durchführbar ist. Die Messungen können deshalb mit einem Meßgerät gemäß der Erfindung derart durchgeführt werden, daß das zu untersuchende Ohr nur leicht berührt wird, da keine luftdichte Abdichtung des Ohrs erforderlich ist. Deshalb ist der Anlagedruck der Vorrichtung an dem Ohr minimal und eine Ursache einer möglichen Schmerzveranlassung vermieden. Ferner kann die Messung typischerweise während einer sehr kurzen Zeitspanne durchgeführt werden, beispielsweise während 20 Millisekunden (20 ms) oder sogar während einer noch kürzeren Zeit. Dadurch wird auch die Gefahr weitgehend vermieden, daß das Meßergebnis beträchtlich durch Bewegungen des Patienten während der Messung beeinträchtigt wird. Deshalb erfolgt die Messung sehr schnell, relativ genau, ohne inversive Maßnahmen und ohne Schmerzverursachung, die normalerweise bei derartigen Messungen auftreten. Deshalb ist die Erfindung sehr vorteilhaft bei allen Arten von diagnostischen Situationen bei der Ohrpathologie verwendbar, insbesondere auch bei Massenuntersuchungen der Ohren von Kindern beispielsweise im Hinblick auf Mittelohrentzündungen.
Die Nützlichkeit der Vorrichtung wird weiter durch ein zweites Ausführungsbeispiel der Vorrichtung verbessert, welche T-förmig ausgebildet wird, und vom Benutzer in einer Hand gehalten werden kann. Eine Anzahl von Anzeigeeinrichtungen, beispielsweise Leuchtdioden, sind entlang dem horizontalen Arm des T vorgesehen, sowie entlang dessen vertikalem Art, und zwar auf einer Seite der Vorrichtung, die zu dem Benutzer hinweist. Der Schall emittierende Teil ist auf der entgegengesetzten Stirnseite der Vorrichtung vorgesehen, die zu dem Patienten hinweist. Die horizontal angeordneten Dioden zeigen die Frequenz an, bei der das ausgewählte Anzeigephänomen (der relative Minimalwert der Vektorsumme) auftritt, während die vertikal orientierten Dioden die Größe des Minimalwerts in Dezibel anzeigen. Deshalb können die diagnostischen Daten schnell und in zweckmäßiger Weise dem Kliniker in klarer und eindeutiger Weise angezeigt werden, was von besonderer Bedeutung bei der Durchführung von Massenuntersuchungen ist.
Anhand der Zeichnung soll die Erfindung beispielsweise näher erläutert werden. Es zeigen:
Fig. 1 eine perspektivische Ansicht eines ersten Ausführungsbeispiels eines Prüfkopfs für eine Vorrichtung gemäß der Erfindung,
Fig. 2 eine Schnittansicht des Prüfkopfs in Fig. 1,
Fig. 3 ein Blockdiagramm einer Analogvorrichtung gemäß der Erfindung, die ein System zum kontinuierlichen Abtasten aufweist,
Fig. 4 eine graphische Darstellung von Meßergebnissen der Vektorsumme bei einem typischen normalen Ohr und derselben Meßgröße bei einem Ohr mit Mittelohrentzündung,
Fig. 5 ein Blockdiagramm einer Vorrichtung gemäß der Erfindung, die einen Impulszug von kurzen Tonimpulsen erzeugt, die in aufeinanderfolgenden Frequenzschritten inkrementiert werden,
Fig. 6 ein Blockdiagramm eines digitalisierten Ausführungsbeispiels gemäß der Erfindung unter Verwendung eines diskreten Abtastsystems,
Fig. 7 und 8 Vorder- bzw. Rückansichten eines weiteren Ausführungsbeispiels einer Vorrichtung gemäß der Erfindung,
Fig. 9 eine vertikale Schnittansicht der Vorrichtung entlang den Linien 9-9 von Fig. 7 und 8; und
Fig. 10 ein Blockdiagramm der Meßschaltung mit einer Vorrichtung entsprechend den Fig. 7-9.
Fig. 1 zeigt eine perspektivische Ansicht eines Prüfkopfs 34 entsprechend einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung.
Der Mikrofon-Vorverstärker 13a ist auf der Rückseite der Wandlereinrichtung 13 angeordnet. Ein in den folgenden Figuren gezeigtes Mikrofon ist innerhalb der hohlen Sondenanordnung 12 angeordnet. Der Durchmesser der Sondenanordnung wird durch Änderung des Sondenansatzes 11 einjustiert. Die Sondenanordnung 12 enthält einen trichterförmigen Abschnitt 12, der in Verbindung mit dem Gehäuse 14 des Schallhohlraums in Verbindung steht. Der Kippschalter 15 an dem Handgriff 17 kontrolliert ein Registriergerät zum Aufzeichnen des Ausgangssignals der Vorrichtung. Eines der Kabel 16 ist abgeschirmt und leitet Signale von dem an der Sonde angeordneten Vorverstärker, während über das andere Kabel Signale zur Steuerung des Registriergeräts weitergeleitet werden.
Fig. 2 zeigt eine Schnittansicht des Prüfkopfs in Fig. 1. Der Prüfkopf enthält einen Wandler 21, der ein Schallfeld in dem Hohlraumresonator 23 erzeugt. Schall in dem Hohlraum 23 wird durch die Sonde 25 in die Umgebung des Ohrkanals 290 geleitet. Die Sonde hat einen trichterförmigen Abschnitt 251 und einen zweiteiligen linearen Abschnitt 252. Der Abschnitt 252 wird derart ausgewählt, daß er an die Abmessungen eines typischen zu prüfenden Ohrkanals angepaßt ist. Dadurch erfolgt eine Anpassung der Impedanz der Sondenspitze und des typischen Ohrkanals. Für das Ohr von Kindern wurde festgestellt, daß im allgemeinen sehr gute Ergebnisse mit einer Länge A des linearen Teils 252 der Sonde erzielt werden, die etwa gleich 1 cm beträgt, während der innere Durchmesser B dieses Abschnitts in dem Bereich zwischen etwa 0,25 und 0,75 cm liegt. Gut Resultate wurden erzielt, wenn die Länge C entlang der Seite des Teils 251 der Sonde etwa 5 cm beträgt und der ungefähre Außendurchmesser D des großen Endes der Sonde, der in Berührung mit der Wand des Hohlraums steht, etwa 7 cm beträgt.
Obwohl es in gewissen Fällen wünschenswert sein kann, einen Sondenansatz mit kontinuierlich veränderlichem Innendurchmesser auszutauschen, um eine genauere Anpassung an die Eingangsimpedanz des zu untersuchenden Ohrkanals zu erzielen, wurde festgestellt, daß dies nicht unbedingt erforderlich zur Erzielung brauchbarer Resultate ist. Gute Resultate wurden mit einer Serie von drei Sondenansätzen erzielt, um eine allgemeine Anpassung der Impedanzen des Ohrkanals von Babies, Kindern und Erwachsenen zu erzielen.
Das Betriebsprinzip bei einer Vorrichtung gemäß der Erfindung ist darin zu sehen, daß es nicht erforderlich ist, den Sondenansatz in den Ohrkanal einzusetzen. In der Praxis verbleibt ein kleiner Spalt 28 zwischen dem Endstück 27 der Sonde und dem Eingang des Ohrkanals 290. Eine Kontrolle dieses Abstands kann durch Verwendung eines Abstandshalters aus Schaumgummi vereinfacht werden, der am Ende des Endstücks 27 der Sonde befestigt wird.
Die einfallende Schallwelle, die durch den Wandler 21 in dem Prüfkopf erzeugt wird, gelangt von dem Prüfkopf an dem Endstück der Sonde 25 zu dem Ohrkanal 290. Danach wird ein Teil der einfallenden Welle durch Strukturen des Ohrs reflektiert, insbesondere durch das Trommelfell, durch den Stapes und andere Komponenten des Mittelohrs. Die Amplitude und Phase der reflektierten Schallwelle sind eine Funktion der benutzten Frequenz und des komplexen akustischen Widerstands des Ohrkanals und des Mittelohrs. In einem gesunden Ohr erwartet man eine minimale Reflexion von dem Trommelfell und dem Mittelohr. Dies kann durch geeignete Auswahl des inneren Durchmessers des Endstücks unterdrückt werden, beispielsweise durch Vergrößerung auf 1,0 cm für Kinder. Die komplexe akustische Impedanz des Mittelohrs hängt ihrerseits sehr stark von den Bedingungen in dem Mittelohr ab, insbesondere davon, ob ein Ausfluß in dem Mittelohr vorhanden ist.
Ein Anteil der reflektierten Welle gelangt an dem Endstück 27 in die hohle Sonde 262 des Prüfkopfs. Das Mikrofon 24 ist in der Sonde 25 an der Verbindungsstelle des geradlinigen Abschnitts 252 und des konischen Abschnitts 251 angeordnet. Als Folge davon mißt das Mikrofon den Nettowert des Schalldrucks an dieser Stelle. Diese Netto-Schalldruck ist die Vektorsumme der einfallenden und reflektierten Signale. Um die innere Schallreflexion und Resonanzen in dem Prüfkopf zu verringern, wird der Hohlraum 23 mit lose gepackten Glasfasern gefüllt. Gute Resultate wurden erzielt, wenn als Wandler 21 eine Seite eines elektrostatischen Kopfhörers (z. B. Koss ESP/10) benutzt wurde. Bei diesem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist das Mikrofon ein Kondensatormikrofon.
Fig. 3 zeigt ein Blockdiagramm eines Ausführungsbeispiels einer Vorrichtung gemäß der Erfindung in Analogtechnik, wobei ein kontinuierliches Abtastsystem vorgesehen ist. Ein Kippgenerator 31 liefert ein Kippfrequenz- Ausgangssignal über die Leitung 312. Typischerweise kann diese Frequenz zwischen 1 kHz bis etwa 15 kHz betragen. Eine typische Periode für einen vollständigen Kippvorgang kann zwischen 20 Millisekunden und etwa 10 Sekunden liegen. Dabei handelt es sich jedoch nur um typische Zahlenangaben. Es ist lediglich erforderlich, daß ein Frequenz-Ausgangssignal vorhanden ist, das eine oder mehrere Resonanzstellen der Ohrkanal-"Übertragungsleitung" als durch das Mittelohr "beendet" überstreicht. Diese Stellen treten regelmäßig an Vielfachen einer viertel Wellenlänge auf. Die folgenden Resonanzstellen wurden als besonders nützlich für Diagnosezwecke ermittelt: 1/4 Wellenlänge, 1/2 Wellenlänge, 3/4 Wellenlänge und 1 Wellenlänge. Bei dem normalen Ohr eines Erwachsenen entsprechen diese Wellenlängen Frequenzen von etwa 3,4, 7, 10,5 und 14 kHz.
Das Kippsignal selbst tritt als ein Ausgangssignal auf der Leitung 311 zur Synchronisation der Anzeigeeinrichtung 38 auf. Der Schalldruck von dem Wandler wird auf einen konstanten Wert durch Rückkopplung über die Leitung 322 zu dem Dämpfungsglied 32 gehalten. Das spannungsgesteuerte Dämpfungsglied bei diesem Ausführungsbeispiel ist kontinuierlich auf einen Maximalwert von -20 dB einstellbar.
Das Ausgangssignal des Mikrofons 24 in Fig. 2 gelangt über die Leitung 341 von dem Prüfkopf 34 über einen Vorverstärker 35 zu einem Bandpaßfilter 36. Das Bandpaßfilter 36 läßt typischerweise Signale von etwa 500 kHz bis 20 kHz durch. Das Ausgangssignal des Bandpaßfilters 36 gelangt sowohl zu einem Effektivwert-Gleichspannungswandler 371 als auch zu einem Phasendetektor 372, um Informationen sowohl hinsichtlich Amplitude als auch Phase des Signals in dem Mikrofon zu liefern, das entsprechend den Ausführungen zu Fig. 2 die Vektorsumme der einfallenden und reflektierten Signale ist. Die Ausgangssignale dieser Einrichtungen 371 und 372 werden dann einer geeigneten Anzeigeeinrichtung zugeführt. Wenn diese Einrichtung ein Oszilloskop ist, kann eine hohe Kipprate von typischerweise 50 Hz eine flimmerfreie Anzeige liefern. Wenn die Anzeigeeinrichtung ein Registriergerät ist, ist die Kipprate typischerweise 1 Sekunde oder länger.
Fig. 4 zeigt eine typische graphische Darstellung in Verbindung mit dem Ausführungsbeispiel in Fig. 3 bei Prüfung hinsichtlich Mittelohr-Ausfluß und Mittelohrentzündung. Die Kurve 41 zeigt eine Kurve die für ein angenähert normales Ohr eines 5 Jahre alten Kinds typisch ist, während die Kurve 42 typisch für das gleiche Kind mit einem Mittelohr-Ausfluß ist. Der Erfindung liegt die Erkenntnis zugrunde, daß das Vorhandensein von Ausfluß ein ausgeprägtes Minimum der Größe der Vektorsumme bei einer Frequenz verursacht, die einer Resonanz bei 1/4 Länge zugeordnet ist (etwa 3,5 kHz bei einem Erwachsenen). Ferner wurde die theoretische Gültigkeit des Minimums als ein diagnostisches Mittel durch Computeranalyse und Modellversuch bestätigt.
Fig. 5 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel einer Vorrichtung gemäß der Erfindung. Bei diesem Ausführungsbeispiel wird ein Impulszug von gepulsten Signalen benutzt, wobei jeder Puls eine unterschiedliche Frequenz hat. Bei Komponenten mit Zahlen entsprechend denjenigen Zahlen, die in Verbindung mit Fig. 3 diskutiert wurden, ergibt sich eine analoge Funktion im Vergleich zu Komponenten mit entsprechenden Zahlen in Fig. 3. Bei dem Ausführungsbeispiel in Fig. 5 stammt jedoch das Signal zu dem Prüfkopf 34 von dem Impuls-Kippgenerator 51. Der Generator liefert eine Serie von Impulsen, von denen jeder eine Breite von etwa 10 Millisekunden hat, mit einer Impuls-Wiederholungsrate von etwa 100 Hz. Jeder hat eine unterschiedliche Mittelfrequenz, der erste Impuls hat eine Frequenz von etwa l kHz. Jeder folgende Impuls hat eine um etwa 120 Hz höhere Mittelfrequenz als sein vorhergehender Impuls, bis der schließliche Puls in einem gegebenen Impulszug eine Frequenz von etwa 7 kHz hat. Eine vollständige diagnostische Messung kann mit einem 0,5 Sekunden andauernden Burst von 50 Impulsen erfolgen.
Eine digitale Version der Vorrichtung mit diskreten Frequenzsprüngen in einem CW-Signal ist im Blockdiagramm in Fig. 6 dargestellt. Die Verarbeitung des Signal von dem Mikrofonausgang der Leitung 341 entspricht derjenigen der Verarbeitung, die in Verbindung mit den Fig. 3 und 5 erläutert wurde. Der prinzipielle Unterschied besteht in dem Verfahren der Erzeugung des Signals zu dem Wandler in dem Prüfkopf 34. Die Signale werden in einem Computer 611 auf Mikroprozessor-Basis erzeugt. Das Eingangssignal des Computers stammt von einem A/D-Wandler 63, und dessen Ausgangssignal 621 gelangt zu einem D/A-Wandler 62. In entsprechender Weise ist dem Wandler 62 bzw. 63 jeweils vorgeschaltet (im Falle des A/D-Wandlers 63) oder nachgeschaltet (im Falle des D/A-Wandlers 62) ein Anti-Alias-Bandpaßfilter 65-64 und Pufferverstärker 67-66. Der Pufferverstärker 67 empfängt über die Leitung 671 das Ausgangssignal des Multiplexers 69, der seinerseits Informationen von dem RMS/D/C-Wandler 371 und Phasendetektor 372 empfängt, was in Verbindung mit Fig. 3 erläutert wurde.
In dieser Weise gelangt das verarbeitete Ausgangssignal des Mikrofons (Signal der Vektorsumme) durch den Multiplexer 69, den Pufferverstärker 67, das Anto-Alias-Bandpaßfilter 65 und den A/D-Wandler 63 zu dem Mikroprozessor 611, so daß eine zusätzliche Signalverarbeitung durchgeführt werden kann, um den diagnostischen Wert des der Vektorsumme entsprechenden Signals zu bestimmen.
Der Mikroprozessor erzeugt die gewobbelten Signale, die zu dem Wandler über die Leitung 681 und den Leistungsverstärker 68 gelangen. Die Signal-Wellenformen werden in Tabellen in einem Speicher des Computers gespeichert, welcher die zeitlich abgetasteten Wellenformen enthält, so daß die Signale für jeden Frequenzhub digital erzeugt werden. Eingaben in die Tabellen werden mit von dem Benutzer definierten Raten abgetastet, um die abgestuften Frequenzhübe zu erzeugen. In dieser Weise können viele unterschiedliche Parameter gesteuert werden, beispielsweise die Start-Frequenz, die Stop-Frequenz, die Größe des Frequenz- Schritts, die Linearität der Frequenz etc. Eine derartige Technik ermöglicht eine genaue Steuerung der Amplitude des Signals bei jedem Frequenz-Schritt, um beispielsweise Signalkanal-Verstärkungsänderungen zwischen dem Ausgang des D/A-Wandlers 62 und dem Wandler in der Prüfsonde zu kompensieren, welche Sonde in Verbindung mit Fig. 2 beschrieben wurde. Im Hinblick auf die Signalerzeugung ermöglicht die Schaltung in Fig. 5 dem Benutzer die Steuerung der Signalart (z. B. Impulse oder kontinuierliche Wellenform), der Signalamplitude und der Signalphase, unabhängig davon ob das Signal einen Burst von Impulsen wie bei der Einrichtung in Fig. 5, oder einen kontinuierlichen analog erzeugten Kippvorgang wie in Fig. 3 enthält. Ferner kann eine Verarbeitung der gesamten Daten ohne weiteres erfolgen. Quantitative Resultate können angezeigt werden, oder durch den Computer kann das Vorhandensein, die Frequenzmittellinie, die Form und Tiefe der beschriebenen Resonanzkurvensenke erfaßt werden und dem Benutzer anzeigen, daß eine Effusion vorhanden ist oder nicht.
Die Fig. 7 bis 9 zeigen ein anderes Ausführungsbeispiel einer Vorrichtung gemäß der Erfindung. Die Fig. 7 bis 9 zeigen eine vollständige unabhängige Einheit, die so klein ist, daß sie in der Hand des Benutzers getragen werden kann und deshalb ohne weiteres transportfähig ist. Ferner ist dabei eine besonders zweckmäßige Anzeige zur schnellen Information des Benutzers vorgesehen, um den Zustand des untersuchten Ohrs anzuzeigen. Bei dieser Vorrichtung ist ein manuell ergreifbares Gehäuse 400 vorgesehen, das T-förmig ausgebildet ist und einen horizontalen oberen Arm 402 und einen vertikalen Arm 404 aufweist. Eine der Sondenanordnung 12 in Fig. 1 und 2 entsprechende Sondenanordnung 406 ist an einer Stirnfläche 408 der Sonde angeordnet. Auf der Rückseite der Sonde (Fig. 8) ist ein Schalter 412 angeordnet, eine Zeile von lichtemittierenden Dioden 414 und eine Spalte von lichtemittierenden Dioden 416.
Die Dioden 414 zeigen die Frequenz an, bei der die Resonanzkurvensenke auftritt, während die Dioden 416 die Amplitude der Senke anzeigen. Bei dem Ausführungsbeispiel sind zehn Dioden in der Zeile 414 dargestellt, so daß der Bereich von 0 bis 7500 Hz durch Erregung der Dioden mit Frequenzen angezeigt werden kann, die 750 Hz voneinander entfernt liegen. Frequenzen zwischen den Frequenzen, die genau einem Paar von Dioden entsprechen, können durch gleichzeitige Erregung von zwei Dioden und proportional zu der Nähe der entsprechenden Frequenz der betreffenden Dioden angezeigt werden, so daß die Amplitude des durch die betreffenden Dioden emittierten Lichts anzeigt, wie nahe die Resonanz(Senken)-Frequenz zu den betreffenden Dioden ist. Ein Kliniker kann schnell die tatsächliche Frequenz von diesen Informationen mit überraschend hoher Genauigkeit interpolieren.
Fig. 9 zeigt eine Schnittansicht entlang der Linie 9-9 in Fig. 7. Die Anordnung enthält ein konisches Gehäuse 420, das sich von der Stirnfläche 408 erstreckt und in einem Endstück 422 endet, durch das die Schallwellen in das Ohr 424 eintreten, an dem die Vorrichtung angeordnet wird. Wie bei der Sondenanordnung 12 in Fig. 2 ist der Innenraum des Gehäuses 420 hohl und enthält einen ersten akustischen Wandler in der Form eines Lautsprechers 426, der in einem Gehäuse 428 angeordnet ist und durch Schall absorbierendes Material 430, wie beispielsweise durch offenzelligen Polyurethan-Schaumstoff umgeben ist. Der Schaumstoff verursacht einen akustischen Widerstand in dem konischen Gehäuse 420, welcher dazu dient, unerwünschte akustische Reflexionen und Resonanzen in dem Gehäuse auf einem Minimum zu halten. Zusätzlich wird dadurch die gemessene Resonanz verbreitert.
An der Vorderseite des Gehäuses hinter der Rückseite des Endstücks 422 ist ein zweiter akustischer Wandler 432 in Form eines Mikrofons angeordnet. Das Mikrofon 432 ist vorzugsweise mit seiner Eingangsoberfläche in einer horizontalen Ebene angeordnet, die mit dem Boden der Öffnung des Endstücks ausgerichtet ist und unmittelbar an die Öffnung des Endstücks (bei Betrachtung in Fig. 9) angeordnet ist, um unerwünschte Reflexionen minimal zu halten. Das Mikrofon mißt den Schalldruck an seiner Oberfläche, welcher wie bei dem Mikrofon 24 in Fig. 2 der Vektorsumme des durch den Lautsprecher 426 erzeugten Drucks und des Drucks der von dem Ohr 424 erzeugten Reflexionen entspricht. Wie bei dem Ausführungsbeispiel in Fig. 1 und 2 und entsprechend Fig. 4 zeigt der resultierende Schalldruck an dem Mikrofon 432 eine ausgeprägte Senke bei etwa 3500 - 4000 Hz beim Vorliegen einer Mittelohrentzündung, wenn die zugeführte Schallwelle eine Frequenz von einem niedrigen Wert (z. B. eine hundert Hz) zu einem höheren Wert (z. B. 5 bis 5 kHz) überstreicht. Im Gegensatz dazu zeigt ein gesundes Ohr keine derartige deutliche Einsenkung, so daß in einfacher Weise eine Diagnose des pathologischen Zustands erfolgen kann.
Die gesamte Elektronik zur Erzeugung und Verarbeitung des akustischen Signals ist in dem Gehäuse 400 enthalten. Eine gedruckte Schaltungsplatte 440 trägt die typischen Komponenten 442, insbesondere Kondensatoren, Widerstände, integrierte Schaltungen, Dioden etc., sowie eine oder mehrere Batterien 444, die zur Stromversorgung der Einheit dienen. Zuleitungen 446 und 448 verbinden den Lautsprecher 426 bzw. das Mikrofon 432 mit der Schaltungsplatte.
Wie in Verbindung mit der Sondenanordnung 12 in Fig. 1 und 2 erläutert wurde, erfaßt die Vorrichtung 400 in Fig. 7 bis 9 Resonanzen bei 1/4, 1/2, 3/4 bzw. 1 Wellenlänge. Im Einklang mit dieser Arbeitsweise ist ein Ausführungsbeispiel in Fig. 7 bis 9 mit einer Konuslänge "f" dargestellt, die etwa 7,3 cm beträgt, um das Mikrofon an eine Stelle für eine Betriebsart mit unerwünschten Reflexionen für 3/4 Wellenlänge zu positionieren. Die Länge "b" des Endstücks beträgt 1 cm. Der Innendurchmesser "c" beträgt 0,5 cm (für Neugeborene, während für Kinder und Erwachsene die Durchmesser etwa 1 bzw. 2 cm betragen). Eine Kontrolle der Position des Mikrofons 432 relativ zu dem Lautsprecher 426 und dem Endstück 422 kann in dieser Weise beträchtlich zu der Gleichförmigkeit des Ansprechvermögens entlang einem Frequenzbereich beitragen.
Der Innendurchmesser "c" des Endstücks bestimmt die Impedanzanpassung zwischen der Vorrichtung und dem Ohr 424. Er dient als Impedanzwandler zwischen den beiden und durch eine geeignete Proportionierung des Innendurchmessers kann die Vorrichtung 400 um einen kleinen Spalt g von dem Ohr 424 getrennt angeordnet werden, welcher Spalt etwa 1 mm betragen kann. Dadurch werden mehrere wesentliche Vorteile erzielt. Die Tatsache, daß die Vorrichtung nicht gegenüber dem Ohr luftdicht abgedichtet werden muß, verringert die Angst des Patienten, insbesondere eines Kinds beträchtlich und ermutigt zur Mitarbeit bei der Durchführung der Messung. Dies ist ein wichtiger Gegensatz zu bekannten Vorrichtungen, bei denen eine ausgedehnte Apparatur um den Kopf des Patienten angeordnet und befestigt werden muß, und wobei ein Druckaufbau in dem Ohrkanal erforderlich ist. Ferner ist es nicht erforderlich, daß die Vorrichtung gemäß der Erfindung genau relativ zu dem Ohr angeordnet werden muß, so daß eine schnelle aber genaue Analyse der Ohrpathologie erfolgen kann, ein Vorteil der besonders dann von Bedeutung ist, wenn Massenuntersuchungen in großen Kliniken durchgeführt werden sollen.
Das Endstück 422 kann entsprechend den Ohrkanaldurchmessern der zu untersuchenden Bevölkerung proportioniert werden (z. B. entsprechend Neugeborenen, Kindern, Erwachsenen), oder kann derart ausgewählt werden, daß Messungen nur bei einem Bevölkerungsteil (z. B. Erwachsenen) mit einer minimalen, aber akzeptierbaren Empfindlichkeit durchgeführt werden können, weshalb Messungen von anderen Teilen der Bevölkerung dann mit höherer Empfindlichkeit durchgeführt werden können. Beispielsweise beträgt der Durchmesser des äußeren Ohrkanals von Neugeborenen etwa 2,0 mm, bei Kindern etwa 4 mm und bei Erwachsenen etwa 8 mm. Durch Verwendung eines Endstücks mit einem inneren Durchmesser von 10 mm kann mindestens ein begrenztes Ausmaß der Entkopplung zwischen der Vorrichtung und dem Ohr bei Erwachsenen vorgesehen werden. Ein etwas größeres Ausmaß der Entkopplung kann bei Kindern vorgesehen werden, während das maximale Ausmaß der Entkopplung bei Säuglingen vorgesehen werden kann. Deshalb kann die Entkopplung bei unterschiedlichen Patienten so gewählt werden, daß sich optimale Bedingungen hinsichtlich der Mitwirkungsbereitschaft ergeben.
Wenn das Durchmesserverhältnis von Endstück zu Ohrkanal ansteigt, wird die Resonanzkurvensenke flacher, verbreitert sich in einem gewissen Ausmaß und kann hinsichtlich der Frequenz verschoben werden. Deshalb ist es wünschenswert, den Wunsch nach maximaler Entkopplung (was große Durchmesserverhältnisse von Endstück zu Ohrkanal verlangt) mit dem Wunsch nach maximaler Unterscheidung abzugleichen (was kleinere Durchmesserverhältnisse von Endstück zu Ohrkanal verlangt).
Bei einer Vorrichtung gemäß der Erfindung kann der Konstrukteur den gewünschten Ausgleich in einfacher und kostensparender Weise erzielen. Indem dem Kliniker unterschiedliche Endstücke zur Verfügung gestellt werden, die an dem konischen Gehäuse 406 beispielsweise durch Einschnappen oder Verschrauben angeordnet werden können, kann der Kliniker selbst das Endstück auswählen, das für den zu untersuchenden Patienten am besten geeignet ist. Wenn nur ein einziger Durchmesser des Endstücks vorgesehen werden soll, wird ein Durchmesser entsprechend dem Einfachen bis Zweifachen des Durchmessers des zu untersuchenden typischen Ohrkanals vorzugsweise vorgesehen, um dadurch die Empfindlichkeit der Vorrichtung bei der Unterscheidung zwischen gesunden Ohren und kranken Ohren (kleineres Verhältnis angezeigt) gegenüber der gewünschten Entkopplung (größeres Verhältnis erwünscht) abzugleichen.
Fig. 10 zeigt ein vereinfachtes Blockdiagramm einer Meßschaltung für die Vorrichtung in den Fig. 7-9. Der Generator 450 erzeugt ansteigende Rampensignale, welche einen spannungsgesteuerten Oszillator 452 antreiben, um ein sinusförmiges Ausgangssignal mit kontinuierlich ansteigender Frequenz zu erzeugen. Vorzugsweise steigt die Frequenz von einer niedrigen Frequenz (z. B. etwa 150 Hz) auf etwa 7 kHz während einer Zeitspanne von größenordnungsmäßig 70 ms an. Das Ausgangssignal des Oszillators 452 wird einem Verstärker 454 und dann dem Lautsprecher 426 in dem Sondenkopf 406 zugeführt. Die durch den Lautsprecher 426 erzeugten Schallwellen werden durch das Endstück der Sonde in den Ohrkanal 424 eingeführt. Die reflektierten Wellen kehren durch das Endstück der Sonde 406 zurück und treffen auf das Mikrofon 432 zusammen mit den einfallenden Wellen von dem Lautsprecher 426 auf. Das Ausgangssignal des Mikrofons wird einem Verstärker 456 und dann einem Detektor 458 zugeführt, durch den eine Amplitudenmessung erfolgt.
Ein Nulldetektor 460 ist an den Ausgang des Amplitudendetektors 458 angeschlossen und speichert die minimale Amplitude der betreffenden Messung. Der Wert Null wird für diejenige Frequenz bestimmt, bei der die Amplitude wieder ansteigt (um mehr als einen vorherbestimmten Schwellwert-Betrag) nach einem Abfall während mindestens einem vorherbestimmten Betrag. Die Schwellwert-Niveaus werden derart ausgewählt, daß sich eine annehmbare Empfindlichkeit ergibt, während Geräusche und andere Störungen in an sich bekannter Weise maskiert werden. Der Nulldetektor liefert ein Signal 462 an ein Gatter 464 beim Nachweis eines Werts Null. Das Gatter 464 koppelt das augenblickliche Ausgangssignal des Generators 450 zum Zeitpunkt des Torsteuersignals 462 mit der Frequenz-Halteschaltung 466, welche die Frequenz entsprechend dem Auftreten eines Minimums speichert, entsprechend der Erfassung durch den Nulldetektor 460. Ein Ausgangssignal entsprechend der Null-Frequenz wird dem Frequenzanzeigeteil der Vorrichtung (welche die Frequenz-Anzeigedioden 414 enthält) über eine Anzeige-Treiberschaltung 468 zugeführt, während ein einer Amplitude des erfaßten Minimalwerts entsprechendes Ausgangssignal von dem Nulldetektor 460 der Amplitudeanzeigeeinrichtung der Vorrichtung (welche die Dioden 416 für die Amplitudenanzeige enthält) über eine Wiedergabe-Treiberschaltung 470 zugeführt. Die die Elemente in Fig. 10 bildende spezielle Schaltung ist nicht Bestandteil der Erfindung. Eine Vorhör-Kontrolle kann vorteilhaft dazu benutzt werden, die Messung während Perioden mit hohen Umgebungsgeräusch zu unterdrücken.
Der Resonanzzustand kann auch in Abhängigkeit von der großen Phasenverschiebung bestimmt werden, die zusammen mit dem Übergang durch die Resonanzkurvensenke auftritt. Die Erfassung dieser Phasenverschiebung ermöglicht eine wichtige Alternative für die Erfassung der Amplitude der Resonanzkurvensenke an den unterschiedlichen Resonanzstellen.
Aus den obigen Ausführungen ist deshalb ersichtlich, daß eine beträchtlich verbesserte Vorrichtung zur Diagnose der Ohrpathologie geschaffen wurde. Die Vorrichtung gemäß der Erfindung kann für einen großen Bereich von Ohrpathologien benutzt werden und ergibt beträchtliche Vorteile im Hinblick auf die Einfachheit der Benutzung, die Schnelligkeit der Benutzung und im Hinblick auf einen minimalen körperlichen Kontakt mit dem Patienten, neben weiteren Vorteilen. Die Vorrichtung ist für die Erfassung kennzeichnender Ohrpathologien ausreichend empfindlich, und ermöglicht auch die Erkennung normaler oder gesunder Ohren. Die Vorrichtung ist weitgehend unempfindlich gegenüber Umgebungsgeräusch und durch den Patienten verursachte Störungen. Die Vorrichtung ist besonders vorteilhaft in Verbindung mit Massenuntersuchungen, bei denen eine große Anzahl von Prüfungen in einer verhältnismäßig kurzen Zeitspanne durchgeführt werden müssen, was oft in Verbindung mit Patienten der Fall ist, die nicht in der Lage oder nicht bereit sind, eine ausreichende Kooperation durchzuführen. Die Vorrichtung ist von einem luftdichten körperlichen Kontakt mit dem zu prüfenden Subjekt entkoppelt, weshalb Angst und Mißbehagen vermieden werden können, was sonst oft bei instrumentellen Prüfungen des Ohrs auftritt. Ferner kann die Messung während einer sehr kurzen Zeitspanne erfolgen, so daß die Gefahr erheblich verringert werden kann, daß eine Wechselwirkung aufgrund von Bewegungen des Patienten auftritt.
Obwohl spezielle Ausführungsbeispiele beschrieben wurden, ist die Erfindung darauf nicht beschränkt, da der Schutzbereich des Patents durch den Inhalt der Patentansprüche bestimmt wird, aber die Beschreibung und die Zeichnungen zur Auslegung der Patentansprüche heranzuziehen sind.

Übersetzung von englischen Bezeichnungen in der Zeichnung

Fig. 2:

Ausgang des Mikrofons 24,
Eingang des Wandlers 21,
291 Mittelohr

Fig. 3:

31 Generator
32 Signal-Dämpfungsglied
33 Leistungsverstärker
Leitung 331 für Eingang des Wandlers
34 Prüfkopf
290 Ohrkanal
291 Mittelohr
Leitung 341 vom Mikrofonausgang
35 Vorverstärker
36 Bandpaßfilter
371 RMS/Gleichstrom-Wandler
372 Phasendetektor
38 Anzeigeeinrichtung

Fig. 5:

51 Impulsgenerator
32 Signal-Dämpfungsglied
33 Leistungsverstärker
34 Prüfkopf
290 Ohrkanal
291 Mittelohr
Leitung 341 vom Mikrofonausgang
35 Vorverstärker
36 Bandpaßfilter
371 Scheitelwertdetektor
372 Phasendetektor
38 Anzeigeeinrichtung

Fig. 6:

612 Anzeige
611 Computer
62 D/A-Wandler
63 A/D-Wandler
64 Bandpaßfilter
65 Bandpaßfilter
66 Puffer
67 Puffer
68 Leistungsverstärker
34 Prüfkopf
290 Ohrkanal
291 Mittelohr
35 Vorverstärker
36 Bandpaßfilter
371 RMS-Gleichstrom-Wandler
372 Phasendetektor
69 Multiplexer

Fig. 10:

450 Generator
452 Spannungsgesteuerter Oszillator
454 Verstärker
456 Verstärker
458 Amplitudenmodulation-Detektor
460 Nulldetektor
464 Gatter
466 Frequenz-Halteschaltung
468 Anzeige-Treiber für Frequenz- und Amplitudenanzeige

Claims

1. Vorrichtung zur Diagnose der Ohrpathologie, mit einem Wandler (21; 426), einem Generator (31;452;611) zur Erzeugung eines elektrischen Signals mit Komponenten in einem geeigneten Frequenzbereich und zur Zufuhr des Signals an den Wandler (21;426), der ein akustisches Signal in dem Ohrkanal (290) erzeugt, einem Mikrophon (24;432) zur Umwandlung eines in dem Ohrkanal reflektierten akustischen Signals in ein elektrisches Signal, sowie mit einer an das Mikrophon (24;432) angeschlossenen Verarbeitungseinrichtung (35,36,371,372), dadurch gekennzeichnet, daß an der Vorrichtung keine Mittel zur Verursachung eines Druckaufbaus in dem Ohrkanal (290) vorgesehen sind, daß die Vorrichtung ein Endstück (27;422) aufweist, das das Vorhandensein eines Spalts (28;G) zwischen der Atmosphäre und dem Innenraum des Ohrkanals (290) zuläßt, wenn das Endstück in der Nähe des Ohrkanals angeordnet wird, daß der Ohrkanal mindestens teilweise offen zu Luft in der Atmosphäre ist, daß der Generator (31;452;611) mit dem Wandler (21;426) verbunden ist, um in den Ohrkanal ein akustisches Signal mit einer Wobbelfrequenz in einem Frequenzbereich zu liefern, der mindestens größer als 1 kHz während einer Messung ist,

daß die Verarbeitungseinrichtung (35,36,371,372) zur Verarbeitung des elektrischen Signals von dem Mikrophon vorgesehen ist, um eine Größe zu ermitteln, die von der komplexen akustischen Impedanz des Ohrs abhängig ist und die Vektorsumme der einfallenden und reflektierten akustischen Signale umfaßt, die sich in dem Ohrkanal für mindestens eine Frequenz oberhalb 1 kHz ausbreiten, und

daß eine Anzeigeeinrichtung (38;416) zur Anzeige vorgesehen ist, ob diese Größe eine pathologische Kurvensenke in einem charakteristischen Frequenzbereich mit einem Zentrum zwischen etwa 1.5 kHz und 5,5 kHz aufweist.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß ein Prüfkopf (34) vorgesehen ist, der (I) einen Schallhohlraum (23) und (II) eine hohle Sonde (25) aufweist, die ein großes Ende (251) in Verbindung mit dem Schallhohlraum (23) und ein kleines Ende (252;422) zur Anordnung am Eingang des zu prüfenden Ohrs hat, welches kleine Ende einen Durchmesser aufweist, der etwa gleich dem Durchmesser des Ohrkanals des zu prüfenden Ohrs ist.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Generator eine Einrichtung zur Erzeugung einer Wellenform wie eines Impulses aufweist, die gleichzeitig Komponenten innerhalb eines geeigneten Frequenzbereichs aufweist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Generator eine Einrichtung zur Erzeugung eines Signals enthält, dessen Frequenz sich während eines geeigneten Zeitintervalls ändert.

5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Generator ein Signal liefert, das fortschreitend einen Frequenzbereich durchläuft.

6. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß ein Schallhohlraum (23) vorgesehen ist, daß der Wandler (21;426) in einem Prüfkopf (12,34) enthalten ist, um ein Schallfeld zu erzeugen, wenn der Wandler aktiviert wird, und daß eine Hohlsonde (25) mit einem großen Ende 251) in Verbindung mit dem Schallhohlraum (23) und einem kleinen Ende (252;422) zur Anordnung an dem Eingang des zu prüfenden Ohrs vorgesehen ist, welches kleine Ende einen Durchmesser aufweist, der im wesentlichen an den Durchmesser des Ohrkanals angepaßt ist.

7. Verfahren zur Diagnose der Ohrpathologie, um eine von der komplexen akustischen Impedanz des Ohrs abhängige Größe zu erfassen, bei welchem Verfahren

a) dem unter Atmosphärendruck stehenden, und mindestens teilweise zu der atmosphärischen Luft geöffneten Ohrkanal ein akustisches Signal zugeführt wird, das einen Frequenzbereich von mindestens mehreren kHz durchläuft, und wobei

b) die einfallenden und reflektierten Wellen summiert werden, um das Vorhandensein oder Fehlen charakteristischer Resonanzeffekte festzustellen.