WO2015097056A1 - In den gehörgang einbringbare hörhilfe und hörhilfe-system - Google Patents

In den gehörgang einbringbare hörhilfe und hörhilfe-system Download PDF

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WO2015097056A1
WO2015097056A1 PCT/EP2014/078440 EP2014078440W WO2015097056A1 WO 2015097056 A1 WO2015097056 A1 WO 2015097056A1 EP 2014078440 W EP2014078440 W EP 2014078440W WO 2015097056 A1 WO2015097056 A1 WO 2015097056A1
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hearing aid
actuator
eardrum
signals
receiver
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PCT/EP2014/078440
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Ernst Dalhoff
Hans-Peter Zenner
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Eberhard Karls Universität Tübingen Medizinische Fakultät
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    • H04R25/60—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles
    • H04R25/604—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles of acoustic or vibrational transducers
    • H04R25/606—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles of acoustic or vibrational transducers acting directly on the eardrum, the ossicles or the skull, e.g. mastoid, tooth, maxillary or mandibular bone, or mechanically stimulating the cochlea, e.g. at the oval window
    • H—ELECTRICITY
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    • H04R25/554—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception using an external connection, either wireless or wired using a wireless connection, e.g. between microphone and amplifier or using Tcoils
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    • H04R2225/025—In the ear hearing aids [ITE] hearing aids
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    • H04R2460/09—Non-occlusive ear tips, i.e. leaving the ear canal open, for both custom and non-custom tips

Definitions

  • the present invention relates to an insertable into the ear canal of a patient hearing aid, with a mechanical stimulation of the eardrum causing actor.
  • An acoustic transducer generates (amplified) sound waves, which in turn causes vibrations in the tympanic membrane (eardrum).
  • a telephone handset is a very simple example of an acoustic transducer.
  • the ear piece of a telephone handset converts e.g. Voice signals in vibrations of a loudspeaker membrane, which it had previously received by wire transmission.
  • the speaker in turn sets the tympanic membrane in vibration.
  • the acoustic transducer receives its input signal from an infrared receiver.
  • the modulated for sound reproduction signals are here irradiated via IR radiation from outside the ear into the outer ear, where the IR receiver is located with the speaker for acoustic coupling to the eardrum.
  • an electromagnetic transducer is known.
  • Such electromagnetic transducers are used in most conventional hearing implants. They convert (electro) magnetic fields containing modulated audio information into vibrations that are applied to the eardrum or parts of the middle ear.
  • the transducer usually a magnet, is displaced by the electromagnetic field to exert a vibratory motion, for example, on the eardrum or ossicles, whereby the user of such an electromagnetically driven system perceives sound.
  • This way of sound perception has some advantages over acoustically operated systems, especially in terms of quality, efficiency and in particular to a feedback common to all acoustic hearing systems.
  • the mechanical stimulation of the ossicles as an alternative to the conventional hearing aid, which increases the sound pressure in the ear canal, examined in hearing research, both excitation in the middle ear and the eardrum in question.
  • the mechanical excitation is at high required gain over the conventional acoustic excitation advantageous in terms of fidelity (distorsions).
  • the attachment of a miniature magnet has been proposed on the eardrum, which is designed as a pointwise acting actuator and engages the umbo or the central region of the eardrum.
  • the excitation of the magnet can be done with a coil outside or inside the ear canal; see DE 20 44 870 A1.
  • US 7,867,160 B2 describes a variant of this hearing aid, in which an adapted to the shape of the outer ear supply module signals transmitted by means of light to the hearing aid, which sits on the outside of the eardrum.
  • the hearing aid has a voltage applied to the umbo support structure and a bimorph structure, which serves the pointwise excitation of the eardrum.
  • the optical transmission has the advantage over the electromechanical transmission that the energy loss is usually hardly dependent on the distance and orientation between the transmitter and the receiver, and also in comparably ren transfer ratios can be built much smaller. This plays a major role in hearing implants that are to be used completely (ie with a receiver) in the relatively narrow middle ear. In addition, the significant distance dependence results in unwanted signal modulation when the transmission path is not geometrically highly stable.
  • This problem can be reduced in implants or eardrum lenses; for example, Perkins et al., supra, shows a feedback gain margin in the range of 3 kHz of 12 ⁇ 8 dB relative to a microphone in the ear canal.
  • a microphone in the ear canal has the eminently important advantage of so-called open supply, the directional information, which results inter alia from the individual head-related amplitude transfer function of the sound to maintain unadulterated.
  • a frequency-dependent sound damping element is provided to prevent disturbing feedback whistling at higher frequencies. This measure is to allow a hearing impression as in an open auditory canal, although the ear canal is closed by the hearing aid.
  • the sound-damping element can be designed as an acoustic diaphragm which has cascaded lamellae arranged one behind the other in several planes and twisted relative to one another in the circumferential direction.
  • EP 2 362 686 A2 describes a sound transducer for generating sound vibrations, which can be inserted into the ear and implanted in particular in the middle ear.
  • the sound transducer has a carrier layer and a piezoelectric layer, whereby a deflection of this membrane structure according to the bimorph principle is reached, so that the membrane structure can be set via applied electrical control signals in vibration and thereby produces sound vibrations in the range between 2 Hz and 20,000 to 30,000 Hz.
  • the transducer is to be implanted in or in front of the round or oval window in the middle ear and deliver corresponding sound waves there.
  • the edge of the transducer would then be fixed at the transition between eardrum and ear canal.
  • the present invention seeks to further develop the aforementioned hearing aid so that it allows a better, preferably a low-feedback stimulation of the eardrum.
  • the actuator has a tympanic associated inner surface and the ear canal associated outer surface and on the one hand as a flat disc actuator, preferably designed as a piezo disc actuator, the deformation of the eardrum by flat Deformation stimulated, or on the other hand on the actuator at a distance from the outer surface of a diaphragm, preferably a curved diaphragm is arranged, which defines a preferably lenticular cavity with the outer surface.
  • the invention provides by these two measures, which can be used alternatively or cumulatively, in a simple way an improved hearing aid.
  • the stimulation of the eardrum is now carried out according to one aspect and now no longer on an element, as is known in the prior art, which can be regarded as approximately acting as a point-wise actuator, the Umbo or the central region of the Eardrum attacks.
  • the stimulation is carried out by the deformation of an element which rests on the larger part of the eardrum on this, and due to the surface tension in the Boundary layer between inner surface of the actuator and eardrum transmits the deformation to the eardrum.
  • the stimulation of the eardrum takes place according to the invention not via vibration of a self-deformable actuator but by planar "in-itself" - deformation of the eardrum by means of a surface deformable actuator.
  • the actuator is adapted to be mounted flat on the side facing the ear canal of the eardrum, preferably by means of adhesion forces.
  • the actuator is held on the eardrum itself, a fixation of its edge on the wall of the ear canal or any other mechanical abutment is not required.
  • This feature is used for easy and quick use of the hearing aid. To use the hearing aid, no invasive surgery is required. Either the attending physician or a technician can attach the hearing aid to the eardrum, which preferably neither adhesive or similar fixatives must be used.
  • the proximal end of the outer ear in the immediate vicinity of the eardrum does not have the body's own mechanism, foreign particles. from the inside of the outer ear to the outside of the outer ear. If the hearing aid is properly placed on the eardrum, it will remain firmly in the desired location due to the prevailing adhesion forces between the eardrum and the actuator. Should it be necessary for the hearing aid to be replaced, this can be done simply by pulling it off the eardrum. As a rule, the eardrum is not injured. This exchange can be relatively quick and outpatient.
  • a hearing aid with a preferably lenticular, hollow structure is formed by attachment of a rigid, preferably curved diaphragm on the outer surface of the actuator facing away from the eardrum.
  • This diaphragm assumes the function of an acoustic shutter, but does not require any cascaded elements, as is known from the aforementioned DE 101 54 390A1. Since the diaphragm only oscillates with the negligible amplitude of the outermost periphery of the eardrum, depending on the diameter, the feedback of the eardrum's vibration, which is typically amplified by 30-40 dB in the hearing aid application, is significantly reduced in the microphone of the hearing aid. This microphone can be located in the ear canal or behind the ear.
  • the diaphragm may consist of a rigid material, and be formed flat or curved.
  • the diaphragm can additionally serve as a carrier for microelectronic elements and circuits, and preferably carry a chip battery, which serves the electrical supply of the circuits.
  • the hearing aid has at least one first receiver for energy signals, which preferably comprises at least one optoelectronic sensor, which converts light energy into electrical energy, wherein more preferably, the at least one first receiver comprises a planar array of optoelectronic sensors.
  • the advantage here is that the power supply of the hearing aid is wireless, wherein the optical transmission of energy provides the further advantage that the energy losses are low, because light rays can also be directed in the ear canal directed to the receiver.
  • the light beams can be introduced into the auditory canal via optical fibers or generated in a supply module arranged in the auditory canal, which under certain circumstances can also be removed and replaced by the patient himself.
  • the supply module for example, extracorporeal be charged with electrical energy, which then converted in use in optical energy and passed from the outside sitting in the ear canal supply module to the inside of the ear canal sitting on the eardrum hearing aid and there is converted back into electrical energy.
  • the hearing aid has at least a second receiver for auditory signals, which preferably comprises a microphone unit that receives audible signals as auditory signals and converts them into electrical control signals for the actuator.
  • the advantage here is that the transmission of the audio signals is wireless. If the audio signals are transmitted as acoustic signals to the microphone unit, only the energy has to be transmitted wirelessly to the hearing aid.
  • the supply unit then has to essentially provide only the required electrical energy, for example by means of a rechargeable energy store, and comprise a light transmitter for the optical energy transmission.
  • the light signals can be emitted, for example, in the near infrared range, for example at about 800 nm.
  • the microphone unit may comprise one or more Elekretmikrophone that can be produced in the required small dimensions with sufficient sound quality.
  • the membrane of the microphone unit is arranged on the ear canal side next to or on the diaphragm, that is above the acoustic diaphragm formed by the diaphragm, according to the inventors despite the spatial proximity of the microphone and actuator is a good shielding of the microphone guaranteed before feedback signals.
  • the microphone sits close to the eardrum, so that the recording of the acoustic signals by the hearing aid takes place there, where the healthy ear receives the acoustic signals with the eardrum.
  • the natural directional characteristic of the ear canal is thus still used despite the hearing aid, so that in particular the orientation hearing is still possible almost undisturbed.
  • the diaphragm and the surface coupling of the disc actuator to the eardrum make it possible in each case for themselves, but especially in their combination, that a microphone unit directly to the in the ear canal on
  • the eardrum inserted eardrum can be arranged without it comes to a disturbing feedback of transmitted to the eardrum vibrations to the microphone.
  • the microphone unit has a membrane on which the at least one first receiver is at least partially arranged.
  • thin-film photodiodes can be used as the first receiver, which are arranged on the membrane of the microphone or formed as part of the membrane.
  • a spacer ring is arranged between the planar actuator and the diaphragm, preferably the diaphragm is formed rigid compared to the actuator, further preferably in the diaphragm at least one leading into the cavity vent opening is provided, preferably one Diameter, which allows an exchange of air between the ear canal and the cavity only for low frequencies of preferably below 20 Hz, wherein the diameter of the vent opening is more preferably between 0.01 and 0, 1 mm.
  • disc actuator, diaphragm and spacer ring forms a closed air volume for acoustic frequencies. Further, it is advantageous that the tiny vent allows a low-frequency air exchange between the interior of the cavity and the air in the ear canal to avoid static pressure differences.
  • the hearing aid has a diameter between 4 and 10 mm, so that a large part of the surface of a tympanic membrane of a patient is available both for the stimulation and for the reception of the energy signals and the membrane of the microphone unit.
  • the total thickness of the hearing aid measured transversely to its diameter, in one embodiment is about 2mm, wherein the proportion of the aperture disc at this thickness is not more than about 0.2 mm.
  • the inner surface of the actuator is preferably adapted to the shape of the eardrum in such a way that the inner surface can be attached to the eardrum centrically to the umbo.
  • the hearing aid comprises a control unit which converts the energy signals of at least one first receiver and audio signals of at least one second receiver into control signals for the actuator.
  • This control unit can be arranged on the rigid diaphragm.
  • this control unit serves to provide the required conversion of the electrical output signals of the microphone unit into the drive signals for the disk actuator and the required electrical energy.
  • the control unit may also be carried out a signal processing, in which, for example, the pitches of the received acoustic signals changed and / or certain frequency ranges are amplified differently to meet the individual needs of the patient.
  • the present invention also relates to a hearing aid system which has a supply module and the new hearing aid insertable into the auditory canal of a patient, wherein a first receiver for energy signals and at least one second receiver for auditory signals are arranged on the hearing aid, and wherein the supply module has at least one transmitter for energy signals, which preferably comprises a light transmitter, which is preferably selected from the group comprising light guides, lasers, LEDs and OLEDs.
  • the supply module is used here to supply the hearing aid with electrical energy and is preferably used even in the ear canal, on the inner shape of which it is adapted. But it can also be arranged behind the ear, in which case the light radiation is conducted via optical fibers into the ear canal.
  • the supply module may also have a light transmitter, preferably an LED or a laser for auditory signals, in which case no microphone unit but other light receivers are arranged on the hearing aid, which convert the optically transmitted auditory signals into electrical signals, which then for the excitation of the actuator be used.
  • a light transmitter preferably an LED or a laser for auditory signals
  • no microphone unit but other light receivers are arranged on the hearing aid, which convert the optically transmitted auditory signals into electrical signals, which then for the excitation of the actuator be used.
  • Fig. 1 shows a partial cut shown, human ear
  • Fig. 2 is a inserted into the ear of Fig. 1 hearing aid system
  • FIG. 3 shows the hearing aid system from FIG. 2 in a schematic side view
  • FIG. 4 shows an enlarged and schematic representation of the hearing aid from FIG. 3;
  • FIG. 5 is an enlarged view of the diaphragm in the hearing aid of FIG .. 4
  • FIG. 1 a human ear 10 of a patient P is shown schematically and partially in section. Sound (sounds and noises) are bundled through the auricle 1 1 and directed along the ear canal (outer ear) 12 in the direction of the eardrum 14. The sound strikes the eardrum 14 and is transmitted to the cochlea 15 via a system of bones (ossicular chain) 16 which serve as levers for amplification and acoustic matching transformation to a stamper 17, called the "oval window", to allow.
  • a system of bones osteossicular chain
  • the cochlea 15 is a helically wound tube similar to a snail shell, about 35 mm long in the angled condition and divided over most of its entire length by an intermediate wall, called the "basilar membrane.”
  • a lower chamber of the cochlea is called “Scala tympani”, and an upper chamber is called “Scala vestibuli.”
  • the cochlea 15 is filled with a fluid (perilymph) having a viscosity about the viscosity of water, and the scala tympani is another membrane 18 , called “round window", which serves to accommodate the displacement of the fluid when the oval window 17 is deflected.
  • the basilar membrane When the oval window 17 is actuated acoustically via the ossicles 16, the basilar membrane is correspondingly offset and this vibrates by the movement of the fluid in the cochlea 15.
  • the displacement of the basilar membrane stimulates hair cells (sensory cells) in a special structure on the basilar membrane (not shown). Movements of these sensory hairs produce electrical discharges into fibers of the auditory nerve 19 through the mediation of spiral ganglion cells positioned in the modiolus or modiolar wall.
  • the human ear 10 is roughly subdivided into three regions, namely the outer ear with the ear canal 12, the middle ear 21 and the inner ear 22.
  • a pressure of the ossicles 16 on the oval window 17 vibrates the scala vestibuli up to the top of the cochlea 15 and via a screw hole (not shown) along the scala tympani back down to the round window 18, which is the registered pressure by stretching or can compensate for vibration.
  • FIG. 2 shows an embodiment of a hearing aid system 24 in the ear 10 in accordance with the present invention.
  • the hearing aid system 24 comprises a supply module 25 arranged in the auditory canal 12 and adapted thereto and a hearing aid 26 which is mounted exclusively on the eardrum 14, preferably by adhesive forces.
  • the hearing aid 26 is mounted on the side of the eardrum 14, which is directed to the ear canal 12.
  • the supply module 25 can also be removed by the patient at any time, for example, to clean it or charge electrical energy storage, the hearing aid 26 remains permanently in the ear canal 12, but can also be removed non-invasively and used again.
  • the supply module 25 supplies the hearing aid 26 via an optical connection 27 with electrical energy. Over the optical connection 27 can also Listening signals are transmitted that represent the sound to be reproduced.
  • the optical connection 27 can therefore be used both for signal transmission and for energy transmission, preferably simultaneously.
  • the sound passes from the outside into the auricle, is passed via the ear canal 12 to the eardrum 14 and forwarded from there via the ossicular chain 16 to the inner ear 22, which is shown here in the shape of a snail.
  • the hearing aid 26 is "glued" to the side of the eardrum 14 which faces the auditory canal 12.
  • the ossicular chain 16 is thus furthermore used for signal transmission from the eardrum 14 to the inner ear 22.
  • the transmission of auditory signals to the hearing aid 26 is not via the optical connection 27, but the acoustic signals 28, so sound in the form of sounds and noises, go directly to the Hearing aid 26, where they are collected by a microphone unit 29 and converted into electrical control signals 30, which drive an actuator 31, which rests with its inner surface 32 directly to the eardrum 14 and this deformed according to the sound, so mechanically stimulated.
  • an array 33 of optoelectronic sensors 34 is arranged on the hearing aid 26 and receives energy signals in the form of light beams 35 via the optical connection 27, which are emitted by a light transmitter 36, which is arranged on the supply module 25 , LEDs are used as the light transmitter 36, which emit light beams 35 in the wavelength range of 800 nm.
  • the optoelectronic sensors 34 convert the light beams 35 into electrical energy used in the hearing aid 26 to mechanically stimulate the eardrum 14.
  • the supply module 25 there is also an electrical energy storage element 37 which supplies the light transmitter 36 with the required energy. provides.
  • the storage element 37 is inductively supplied either in situ via electromagnetic radiation or extracorporeally in a charging station with electrical energy.
  • the hearing aid 26 has a control unit 38 which, by means of the electrical energy provided by the array 33, which can be temporarily stored in a memory element 39 provided if necessary, and in dependence on the output signals of the microphone unit 29, the actuator 31 via the control signals 30 drives.
  • the hearing aid 26 is shown in an enlarged and schematically illustrated embodiment.
  • the hearing aid 26 is arranged inside the ear canal 12 directly on the eardrum 14, which delimits the ear canal 12 from the middle ear 21.
  • the actuator 31 is a piezo disc actuator whose inner surface 32 is applied centrically to the umbo 41 of the drumhead 14 and flat on the eardrum 14 by adhesion. With its outer surface 42, the actuator 31 on a in the direction of the ear canal 12 in the example shown outwardly curved aperture plate 43, with the edge 44 of the actuator 31 is connected at its edge 45 via a spacer ring 46, the hearing aid 26 has an outer diameter 47 a from 4 to 8 mm and a thickness 47b of about 2 mm.
  • Actuator 31, diaphragm 43 and spacer 46 limit in this example, a lenticular cavity 48 which is connected via a small vent opening 49 in the diaphragm 43 with the ear canal 12.
  • the vent 49 has such a small diameter 50 (about 0.01 mm) that it allows air exchange between the ear canal 12 and the cavity 48 only for low frequencies, preferably below 20 Hz.
  • the actuator 31 has a membrane structure 51 comprising an inner carrier layer 52 made of silicon, an outer layer 53 of piezo material arranged on the carrier layer 52, an electrode layer 54 between carrier layer 52 and layer 53, and an electrode layer 55 on the inner surface 32.
  • an electrical voltage can be applied to the layer 53 which, depending on its polarity, causes the membrane structure 51 to swing outwards, ie to the right in FIG. 4, or inwardly, ie into the cavity 48 into it, whereby the eardrum 14 is deformed correspondingly flat.
  • an AC voltage is applied to the electrode layers 54, 55, the diaphragm structure 51 is vibrated.
  • the piezo disk actuator may have a segmented or non-segmented membrane structure 51.
  • Such a piezo disc actuator is known in principle from the aforementioned EP 2 362 686 A2, the content of which is hereby made the subject of the present application. For further individual units, reference is made to the aforementioned EP 2 362 686 A2.
  • the diaphragm 43 is sufficiently rigid that the diaphragm 43 is not deformed in oscillations of the membrane structure 51 in the acoustic frequency range (20 to 30,000 Hz) caused by pressure changes in the cavity 48.
  • the vent 49 allows a low-frequency air exchange between the cavity 48 and the air in
  • the diaphragm 43 carries on its the outer tube 56 facing the auditory canal 12, the array 33, the control unit 38 and the microphone unit 29, as shown schematically and not to scale in Fig. 5, in which the diaphragm 43 is enlarged and shown in section is.
  • the microphone unit 29 is embodied as an electret microphone and comprises a microphone converter 57 arranged on the outside 56, which converts vibrations of a diaphragm 58 caused by the acoustic signals 28 into electrical signals.
  • the array 33 of optoelectronic sensors 34 is arranged on the membrane 58. In this way, the entire surface of the diaphragm 58 stands both for Recording of the acoustic signals 28 as well as for the reception of the light beams 35 available, which not only ensures high sensitivity of the electret microphone but also for a position insensitivity of the optical energy transmission path 27.
  • thin-film photodiodes as described in the aforementioned EP 0 696 907 B1, the content of which is hereby made the subject of the present application, can be used as sensors 34.

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Abstract

Bei einer in den Gehörgang (12) eines Patienten einbringbaren Hörhilfe (26) mit einem eine mechanische Stimulation des Trommelfells (14) bewirkenden Aktor (31) weist der Aktor (31) eine dem Trommelfell (14) zugeordnete Innenfläche (32) und eine dem Gehörgang (12) zugeordnete Außenfläche (42) auf und ist als flächiger Scheibenaktor ausgebildet, dessen Verformung das Trommelfell (14) stimuliert. An dem Aktor (31) ist im Abstand zu der Außenfläche (42) eine Blendscheibe (43) angeordnet, die mit der Außenfläche (42) einen vorzugsweise linsenförmigen Hohlraum (48) begrenzt.

Description

In den Gehörgang einbringbare Hörhilfe und Hörhilfe-System
[0001] Die vorliegende Erfindung betrifft eine in den Gehörgang eines Patienten einbringbare Hörhilfe, mit einem eine mechanische Stimulation des Trommelfells bewirkenden Aktor.
[0002] Derartige Hörhilfen sind aus dem Stand der Technik bekannt.
[0003] Schwerhörigkeit stellt ein schwerwiegendes Gesellschaftsproblem dar, da in Industrienationen im Durchschnitt etwa 10 bis 20 % der Bevölkerung davon betroffen sind. Schwerhörigkeit ist in vielen Fällen bis heute nicht heilbar und verursacht dadurch eine Reduktion der Lebensqualität. Implantierbare und/oder einsetzbare Hörsysteme bieten hier einen Ausweg.
[0004] In dem Artikel„Aktive elektronische Hörimplantate für Mittel- und Innenohrschwerhörige - eine neue Ära der Ohrchirurgie" von H.P. Zenner und H. Leysieffer (erschienen in HNO, Ausgabe 10/97, Seite 749 - 774, Springer Verlag) werden Begriffe im Zusammenhang mit Hörimplantaten definiert, die auch nachfolgend verwendet werden. In Anlehnung an diesen Artikel wird im Wesentlichen zwischen akustischen und elektro- mechanischen Wandlern, die Teil von Hörimplantaten sind, unterschieden. Ferner sind vibratorische Wandler bekannt, zu denen elektromagnetische und piezoelektrische Wandler zählen.
[0005] Ein akustischer Wandler erzeugt (verstärkte) Schallwellen, die wiederum Vibrationen in der tympanalen Membran (Trommelfell) hervorruft. Ein Telefonhörer stellt ein sehr einfaches Beispiel für einen akustischen Wandler dar. Das Ohrstück eines Telefonhörers wandelt z.B. Sprachsignale in Vibrationen einer Lautsprechermembran um, die es zuvor per Drahtübertragung empfangen hat. Der Lautsprecher wiederum setzt die tympanale Membran in Schwingung. Diese Schwingungen resultieren bei variierenden Frequenzen und Amplituden bei Personen mit einem normal funktionierenden Gehör in einer Schallwahrnehmung.
[0006] Die DE 692 04 555 T2 beschreibt einen akustischen Wandler. Der akustische Wandler erhält sein Eingangssignal von einem Infrarotempfänger. Die zur Schallwiedergabe modulierten Signale werden hier über IR-Strahlung von außerhalb des Ohrs in das Außenohr eingestrahlt, wo sich der IR-Empfänger mit dem Lautsprecher zur akustischen Kopplung an das Trommelfell befindet.
[0007] Aus der DE 37 88 529 T2 ist ein elektromagnetischer Wandler bekannt. Derartige elektromagnetische Wandler werden bei den meisten herkömmlichen Hörimplantaten eingesetzt. Sie wandeln (elektro-)magnetische Felder, die modulierte Audioinformationen enthalten, in Vibrationen um, die wiederum auf das Trommelfell oder auf Teile im Mittelohr ausgeübt werden. Der Wandler, üblicherweise ein Magnet, wird durch das elektromagnetische Feld versetzt bzw. bewegt, um eine vibrierende Bewegung beispielsweise auf das Trommelfell oder Gehörknöchelchen auszuüben, wodurch der Nutzer eines solchen elektromagnetisch angetriebenen Systems Schall wahrnimmt. Diese Art und Weise der Schallwahrnehmung weist einige Vorteile gegenüber akustisch betriebenen Systemen auf, insbesondere hinsichtlich der Qualität, Effizienz und insbesondere gegenüber einer Rückkopplung, die allen akustischen Hörsystemen gemein ist. [0008] Seit mehr als 40 Jahren wird die mechanische Anregung der Gehörknöchelchen als Alternative zum konventionellen Hörgerät, das den Schalldruck im Gehörgang verstärkt, in der Hörforschung untersucht, wobei sowohl eine Anregung im Mittelohr als auch am Trommelfell in Frage kommt. Die mechanische Anregung ist bei hoher erforderlicher Verstärkung gegenüber der konventionellen akustischen Anregung vorteilhaft hinsichtlich der Klangtreue (Distorsionen).
[0009] Die mechanische Anregung an den Gehörknöchelchen ist inzwischen in Form der sogenannten aktiven Mittelohrimplantate klinische Praxis; siehe Haynes et al., „Middle ear implantable hearing devices: an overview" in Trends Amplif. 13 (2009), 206- 214.
[0010] Für die Anregung am Trommelfell wurde die Anbringung eines Miniaturmagneten auf dem Trommelfell vorgeschlagen, der als punktweise wirkender Aktor ausgebildet ist und am Umbo oder dem zentralen Bereich des Trommelfells angreift. Die Anregung des Magneten kann mit einer Spule außerhalb oder auch innerhalb des Gehörgangs erfolgen; siehe DE 20 44 870 A1.
[0011] In der US 5 259 032 A und der darauf aufbauenden US 2010/ 0152527 A1 wurde vorgeschlagen, für die punktweise Stimulation am Umbo des Trommelfells eine sogenannte Trommelfelllinse zu verwenden, die einen Aktor an einer Trägermembran aufweist, die eine dem individuellen Trommelfell entsprechende Passform aufweist, sodass sie aufgrund molekularer Kräfte an der hydromechanischen Grenzschicht zum Trommelfell an demselben haftet. Der Aktor umfasst einen Permanentmagneten, der über ein in den Gehörgang eingebrachtes Signalerzeugermodul in drahtloser Form elektromagnetisch mit Signalen und Energie versorgt wird.
[0012] Inzwischen ist dieses System an 16 Probanden getestet worden, wobei von jedem Trommelfell ein individueller Abguss vorgenommen wurde; siehe Perkins et al., „The EarLens System: new sound transduction methods", Hear. Res., 263 (2010), 104- 1 13. Dabei wird der Permanentmagnet in die individuelle Silikonpaßform eingekapselt. Die Signal- und Energieübertragung wurde alternativ auch in drahtloser Form elektromag- netisch mittels einer am distalen Ende eines herkömmlichen Hinter-dem-Ohr-(HdO)- Hörgeräts befindlichen Spule geleistet.
[0013] Diese Ansätze erfordern eine mechanische Fixierung der den Magneten bewegenden Spule relativ zu dem Trommelfell, also entweder im Gehörgang oder an dem Übergang zwischen Gehörgang und Trommelfell.
[0014] Die US 7 867 160 B2 beschreibt eine Variante dieser Hörhilfe, bei der ein an die Form des Außenohres angepasstes Versorgungsmodul Signale mittels Licht an die Hörhilfe übermittelt, die an der Außenseite des Trommelfells sitzt. Die Hörhilfe weist eine an dem Umbo anliegende Trägerstruktur sowie eine bimorphe Struktur auf, die der punktweisen Anregung des Trommelfells dient.
[0015] Fay et al., "Preliminary Evaluation of a Light-Based Contact Hearing Device for the Hearing Impaired", (2013) Otol. Neurotol, schlagen ein sich grundsätzlich von den bisher dominierenden Permanentmagneten unterscheidendes System vor. Dabei wird ein peritympanaler Abdruck des Trommelfells genommen und dementsprechend eine ringförmige Silikonstruktur angefertigt, die im ringförmigen Winkel zwischen Gehörgangswand und Trommelfell aufliegt. An ihr ist eine Aktorstruktur aufgehängt, die gewissermaßen eine Brücke über das Trommelfell bildet und von dort mit einem Mikroaktor direkt den Umbo, also den zentralen Bereich stimuliert, in dem die Membrankräfte auf die Gehörknöchelchenkette übertragen werden.
[0016] Neben der elektromagnetischen Signal- und Energieübertragung ist eine optische Übertragungsstrecke erst für Augenimplantate (DE 197 05 988 C2) und später auch für Mittelohrimplantate vorgeschlagen worden; siehe EP 1 470 737 B1 und Göll et al.,„Concept and evaluation of an endaurally insertable middle-ear implant" in Med Eng Phys 35 (103), 532-536 35.
[0017] Die optische Übertragung hat gegenüber der elektromechanischen Übertragung den Vorteil, dass der Energieverlust i.d.R. kaum abhängig ist von der Entfernung und Orientierung zwischen Sender und Empfänger, und außerdem bei vergleichba- ren Übertragungsverhältnissen deutlich kleiner gebaut werden kann. Dies spielt bei Hörimplantaten, die komplett (also mit Empfänger) in das relativ enge Mittelohr eingesetzt werden sollen, ein große Rolle. Darüber hinaus führt die erhebliche Entfernungsabhängigkeit zu unerwünschten Signalmodulation, wenn die Übertragungsstrecke geometrisch nicht hochgradig stabil ist.
[0018] Ein Problem aller Hörgeräte, die den Gehörgang nicht verschließen, ist eine akustische Rückkopplung des verstärkten Schalls auf das Empfangsmikrophon, welches bei HdO-Geräten i.d.R. hinter dem Ohr angebracht ist. Dieses Problem kann bei Implantaten oder auch Trommelfelllinsen gemindert sein; so wird in Perkins et al., a.a.O., eine Rückkopplungsverstärkungsschwelle („feedback gain margin") im Bereich um 3 kHz von 12±8 dB gegenüber einem Mikrophon im Gehörgang gezeigt.
[0019] Fay et al., a.a.O. berichten ein Mittelwert von ca. 40 dB gegenüber einem Mikrophon an der konventionellen Position hinter der Ohrmuschel. Ein Mikrophon im Gehörgang hat bei sog. offener Versorgung den eminent wichtigen Vorteil, die Richtungsinformation, die sich unter anderem aus der individuellen kopfbezogenen Amplitudenübertragungsfunktion des Schalls ergibt, unverfälscht beizubehalten.
[0020] Aus der DE 101 54 390 A1 ist ein nach dem Prinzip des akustischen Wandlers arbeitendes, in den Gehörgang einzusetzendes Hörgerät bekannt, bei dem ein frequenzabhängiges Schalldämpfungselement vorgesehen ist, das störendes Rückkopplungspfeifen bei höheren Frequenzen verhindern soll. Diese Maßnahme soll einen Höreindruck wie bei einem offenen Gehörgang erlauben, obwohl der Gehörgang durch das Hörgerät verschlossen ist. Das Schalldämpfungselement kann als akustische Blende ausgebildet sein, die in mehreren Ebenen hintereinander angeordnete und in Umfangs- richtung zueinander verdrehte, kaskadierte Lamellen aufweist.
[0021] Die EP 2 362 686 A2 beschreibt einen Schallwandler zur Erzeugung von Schallschwingungen, der in das Ohr einsetzbar ist und insbesondere in das Mittelohr implantier wird. Der Schallwandler weist eine Trägerschicht und eine piezoelektrische Schicht auf, wodurch eine Auslenkung dieser Membranstruktur nach dem Bimorph-Prinzip erreicht wird, so dass die Membranstruktur über angelegte elektrische Steuersignale in Schwingung versetzt werden kann und dabei Schallschwingungen im Bereich zwischen 2 Hz und 20.000 bis 30.000 Hz erzeugt. Der Schallwandler soll in oder vor das runde oder ovale Fenster im Mittelohr implantier werden und dort entsprechende Schallwellen abgeben. Alternativ wird vorgeschlagen, den Schallwandler in klassischen Hörgeräten zu verwenden, die direkt auf dem Trommelfell aufsitzen, wobei der Rand des Schallwandlers dann am Übergang zwischen Trommelfell und Gehörgang zu fixieren wäre. Die Versorgung des Schallwandlers mit den Steuersignalen und Energie erfolgt über in das Ohr geführte Kabel.
[0022] Vor diesem Hintergrund liegt der vorliegenden Erfindung die Aufgabe zugrunde, die eingangs genannte Hörhilfe derart weiterzubilden, dass sie eine bessere, vorzugsweise eine rückkopplungsarme Stimulation des Trommelfells ermöglicht.
[0023] Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe bei der eingangs genannten Hörhilfe dadurch gelöst, dass der Aktor eine dem Trommelfell zugeordnete Innenfläche und eine dem Gehörgang zugeordnete Außenfläche aufweist und einerseits als flächiger Scheibenaktor, vorzugsweise als Piezo-Scheibenaktor ausgebildet ist, dessen Verformung das Trommelfell durch flächige Verformung stimuliert, oder andererseits an dem Aktor im Abstand zu der Außenfläche eine Blendscheibe, vorzugsweise eine gewölbte Blendscheibe angeordnet ist, die mit der Außenfläche einen vorzugsweise linsenförmigen Hohlraum begrenzt.
[0024] Die Erfindung schafft durch diese beiden Maßnahmen, die alternativ o- der kumulativ verwendet werden können, auf einfache Weise eine verbesserte Hörhilfe.
[0025] Die Stimulation des Trommelfells erfolgt jetzt gemäß einem Aspekt flächig und nicht mehr über ein Element, wie es aus dem Stand der Technik bekannt ist, das als näherungsweise als punktweise wirkender Aktor angesehen werden kann, der am Umbo oder auch dem zentralen Bereich des Trommelfells angreift. Erfindungsgemäß erfolgt die Stimulation durch die Verformung eines Elementes, das über den größeren Teil des Trommelfells auf diesem aufliegt, und aufgrund der Oberflächenspannung in der Grenzschicht zwischen Innenfläche des Aktors und Trommelfell die Verformung auf das Trommelfell überträgt.
[0026] Die Stimulation des Trommelfells erfolgt hier erfindungsgemäß nicht über Vibration eines selbst unverformbaren Aktors sondern durch flächige„in-sich"- Verformung des Trommelfells mittels eines flächig verformbaren Aktors.
[0027] Hierzu eignet sich beispielsweise eine in ihren Abmaßen angepasste Version des in der EP 2 362 686 A2 beschriebenen Piezo-Aktors, der zudem sehr dünn (2-20 μηη) gestaltet und hinsichtlich seiner Impedanz an diejenige des Trommelfells angepasst wird. Dieser Aktor hat damit den Vorteil, bis zu hohen Frequenzen (f>10 kHz) mit unbeträchtlicher Erhöhung der effektiv wirkenden trägen Masse zu operieren.
[0028] Weiter ist es von Vorteil, dass der Aktor dazu angepasst ist, auf der dem Gehörgang zugewandten Seite des Trommelfells flächig angebracht zu werden, vorzugsweise mit Hilfe von Adhäsionskräften.
[0029] Auf diese Weise wird der Aktor am Trommelfell selbst gehalten, einer Fixierung seines Randes an der Wand des Gehörganges oder eines anderweitigen mechanischen Gegenlagers bedarf es nicht. Dennoch ist es nach Erkenntnis der Erfinder möglich, eine flächige Verformung des Trommelfells zu erreichen, wobei die Kräfte zwischen dem Aktor und dem Trommelfell rein über Adhäsion übertragen werden. Dies war anhand der bekannten Hörhilfen nicht zu erwarten.
[0030] Dieses Merkmal dient der einfachen und schnellen Einsetzbarkeit der Hörhilfe. Um die Hörhilfe einzusetzen, ist keine invasive Operation erforderlich. Entweder der behandelnde Arzt oder ein Techniker können die Hörhilfe auf dem Trommelfell anbringen, wozu vorzugsweise weder Kleber oder ähnliche Fixierungsmittel eingesetzt werden müssen.
[0031] Das proximale Ende des Außenohrs in unmittelbarer Nähe des Trommelfells verfügt nämlich gerade nicht über den körpereigenen Mechanismus, Fremdparti- kel vom Inneren des Außenohrs in Richtung des Äußeren des Außenohrs zu transportieren. Ist die Hörhilfe richtig auf dem Trommelfell platziert, wird es durch die herrschenden Adhäsionskräfte zwischen dem Trommelfell und dem Aktor fest an dem gewünschten Ort verbleiben. Sollte es erforderlich sein, dass die Hörhilfe ausgetauscht werden muss, so kann dies einfach durch Abziehen vom Trommelfell geschehen. In der Regel wird das Trommelfell dadurch nicht verletzt. Dieser Austausch kann relativ schnell und ambulant erfolgen.
[0032] Es versteht sich, dass alle eingesetzten Materialien biokompatibel sind.
[0033] Gemäß einem anderen Aspekt der Erfindung wird durch Aufsatz einer starren, vorzugsweise gewölbten Blendscheibe, auf die dem Trommelfell abgewandte Außenfläche des Aktors eine Hörhilfe mit einer bevorzugt linsenförmigen, hohlen Struktur gebildet. Diese Blendscheibe übernimmt die Funktion einer akustischen Blende, benötigt jedoch keine kaskadierten Elemente, wie es aus der eingangs erwähnten DE 101 54 390A1 bekannt ist. Da die Blendscheibe nur mit der je nach Durchmesser vernachlässigbaren Amplitude der äußersten Peripherie des Trommelfells schwingt, wird die Rückkopplung der in der Hörgeräteanwendung typisch um 30-40 dB verstärkten Vibration des Trommelfells in das Mikrophon des Hörgerätes deutlich abgeschwächt. Dieses Mikrophon kann im Gehörgang oder hinter dem Ohr angeordnet sein.
[0034] Mathematische Simulationen zeigen, dass die Steifigkeit des Luftvolumens innerhalb des Aktors, das bei dieser Konzeption eine akustische Lastimpedanz für den Aktor darstellt, bei einem etwa 1 mm hohen Innenraum einer mechanischen Lastimpedanz von 190 N/m entspricht. Sie entspricht damit etwa 1/10 der mechanischen Ein- gangssteifigkeit am Umbo, die etwa 1 ,9 kN/m beträgt.
[0035] Die Blendscheibe kann aus einem starren Material bestehen, und flach oder gewölbt ausgebildet sein. Neben der Funktion als akustische Blende kann die Blendscheibe zusätzlich als Träger für mikroelektronische Elemente und Schaltkreise dienen, und vorzugsweise eine Chip-Batterie tragen, die der elektrischen Versorgung der Schaltkreise dient. [0036] Die der Erfindung zugrunde liegende Aufgabe wird auf diesen beiden alternativen Wegen jeweils vollkommen gelöst.
[0037] Besonders bevorzugt ist es jedoch, wenn beide Maßnahmen vorgesehen sind, so dass die effektive Ankopplung mit einer effektiven Verringerung der Rückfle- xe einhergeht.
[0038] Weiter ist es bevorzugt, wenn die Hörhilfe zumindest einen ersten Empfänger für Energiesignale aufweist, der vorzugsweise zumindest einen optoelektronischen Sensor umfasst, der Lichtenergie in elektrische Energie umwandelt, wobei weiter vorzugsweise der zumindest eine erste Empfänger ein flächiges Array von optoelektronischen Sensoren umfasst.
[0039] Hier ist von Vorteil, dass die Energieversorgung der Hörhilfe drahtlos erfolgt, wobei die optische Übertragung der Energie den weiteren Vorteil bietet, dass die Energieverluste gering sind, weil Lichtstrahlen auch im Gehörgang gerichtet zu dem Empfänger geführt werden können. Die Lichtstrahlen können über Lichtleiter in den Gehörgang eingebracht werden oder in einem in dem Gehörgang angeordneten Versorgungsmodul erzeugt werden, das unter bestimmten Umständen auch vom Patienten selbst entnommen und wieder eingesetzt werden kann.
[0040] Das Versorgungsmodul kann beispielsweise extrakorporal mit elektrischer Energie aufgeladen werden, die dann im Einsatz in optische Energie konvertiert und vom weiter außen im Gehörgang sitzenden Versorgungsmodul zu der innen im Gehörgang am Trommelfell sitzenden Hörhilfe geleitet und dort wieder in elektrische Energie umgewandelt wird.
[0041] Wenn der erste Empfänger ein flächiges Array von optoelektronischen Sensoren umfasst, ist die optische Energieübertragung zudem gegen Fehlausrichtung zwischen Sender und Empfänger weitgehend unempfindlich. [0042] Weiter ist es bevorzugt, wenn die Hörhilfe zumindest einen zweiten Empfänger für Hörsignale aufweist, die vorzugsweise eine Mikrophoneinheit umfasst, die als Hörsignale akustische Signale empfängt und in elektrische Steuersignale für den Aktor umwandelt.
[0043] Hier ist von Vorteil, dass auch die Übertragung der Hörsignale drahtlos erfolgt. Wenn die Hörsignale dabei als akustische Signale zu der Mikrophoneinheit übertragen werden, muss nur die Energie drahtlos zur Hörhilfe übertragen werden. Die Versorgungseinheit muss dann im Wesentlichen lediglich die benötigte elektrische Energie, beispielsweise durch einen aufladbaren Energiespeicher bereitstellen und einen Lichtsender für die optische Energieübertragung umfassen. Die Lichtsignale können dabei beispielsweise im nahen Infrarotbereich ausgesendet werden, beispielsweise bei ca. 800 nm.
[0044] Die Mikrophoneinheit kann dabei ein oder mehrere Elekretmikrophone umfassen, die in den erforderlichen kleinen Abmaßen mit hinreichender Klangqualität hergestellt werden können.
[0045] Wenn zumindest die Membran der Mikrophoneinheit auf der Gehörgangseite neben oder auf der Blendscheibe angeordnet ist, sich also oberhalb der durch die Blendscheibe gebildeten akustischen Blende befindet, ist nach Erkenntnis der Erfinder trotz der räumlichen Nähe von Mikrophon und Aktor eine gute Abschirmung des Mikrophons vor Rückkopplungssignalen gewährleistet.
[0046] Weiter ist von Vorteil, dass das Mikrophon dicht vor dem Trommelfell sitzt, so dass die Aufnahme der akustischen Signale durch die Hörhilfe dort erfolgt, wo auch das gesunde Ohr die akustischen Signale mit dem Trommelfell aufnimmt. Die natürliche Richtcharakteristik des Gehörganges wird somit trotz der Hörhilfe weiterhin genutzt, so dass insbesondere das Orientierungshören nach wie vor nahezu unbeeinträchtigt möglich ist. [0047] Die Blendscheibe und die flächige Ankopplung des Scheibenaktors an das Trommelfell ermöglichen es jeweils bereits für sich, insbesondere aber in ihrer Kombination, dass eine Mikrophoneinheit unmittelbar an der in den Gehörgang am
Trommelfell eingesetzten Hörhilfe angeordnet sein kann, ohne dass es zu einer störenden Rückkopplung der auf das Trommelfell übertragenen Schwingungen zu dem Mikrophon kommt.
[0048] Dabei ist es dann bevorzugt, wenn die Mikrophoneinheit eine Membran aufweist, auf der der zumindest eine erste Empfänger zumindest zum Teil angeordnet ist.
[0049] Hier ist von Vorteil, dass die gesamte Fläche der Membran für beide Funktionen zur Verfügung steht, was nicht nur der Empfindlichkeit des Mikrophons zu Gute kommt, sondern auch der Positionsunempfindlichkeit der optischen Energieübertragungsstrecke. Dazu können als erste Empfänger Dünnschicht-Photodioden eingesetzt werden, die auf der Membran des Mikrophons angeordnet oder als Teil der Membran ausgebildet werden.
[0050] Ein Beispiel für Photodioden, die in einem flexiblen, gitterartigen Substrat ausgebildet sind, findet sich in der EP 0 696 907 B1.
[0051] Weiter ist es bevorzugt, wenn zwischen dem flächigen Aktor und der Blendscheibe ein Distanzring angeordnet ist, vorzugsweise die Blendscheibe verglichen mit dem Aktor starr ausgebildet ist, weiter vorzugsweise in der Blendscheibe zumindest eine in den Hohlraum führende Entlüftungsöffnung vorgesehen ist, die vorzugsweise einen Durchmesser aufweist, der einen Luftaustausch zwischen dem Gehörgang und dem Hohlraum nur für niedrige Frequenzen von vorzugsweise unterhalb 20 Hz ermöglicht, wobei der Durchmesser der Entlüftungsöffnung weiter vorzugsweise zwischen 0,01 und 0, 1 mm liegt.
[0052] Hier ist von Vorteil, dass Scheibenaktor, Blendscheibe und Distanzring ein für akustische Frequenzen geschlossenes Luftvolumen bildet. [0053] Weiter ist von Vorteil, dass die winzige Entlüftungsöffnung einen niederfrequenten Luftaustausch zwischen dem Inneren des Hohlraumes und der Luft im Gehörgang ermöglicht, um statische Druckdifferenzen zu vermeiden.
[0054] Die Hörhilfe weist dabei einen Durchmesser zwischen 4 und 10 mm auf, so dass ein großer Teil der Fläche eines Trommelfells eines Patienten sowohl für die Stimulation als auch für den Empfang der Energiesignale und die Membran der Mikrophoneinheit zur Verfügung steht.
[0055] Die gesamte Dicke der Hörhilfe, gemessen quer zu ihrem Durchmesser, beträgt in einer Ausgestaltung ca. 2mm, wobei der Anteil der Blendscheibe an dieser Dicke nicht mehr als ca. 0,2 mm beträgt.
[0056] Die Innenfläche des Aktors ist bevorzugt derart an die Form des Trommelfells angepasst, dass die Innenfläche zentrisch zu dem Umbo an das Trommelfell anfügbar ist.
[0057] Dies ermöglicht eine einfache Positionierung der Hörhilfe an dem Trommelfell und sorgt für eine effiziente Ankopplung des Aktors an das Trommelfell.
[0058] Allgemein ist es bevorzugt, wenn die Hörhilfe eine Steuereinheit um- fasst, die Energiesignale zumindest eines ersten Empfängers und Hörsignale zumindest eines zweiten Empfängers in Steuersignale für den Aktor umwandelt. Diese Steuereinheit kann auf der starren Blendscheibe angeordnet sein.
[0059] Diese Steuereinheit dient in einer Ausgestaltung dazu, die erforderliche Umwandlung der elektrischen Ausgangssignale der Mikrophoneinheit in die Ansteuersig- nale für den Scheibenaktor und die benötigte elektrische Energie breitzustellen. In der Steuereinheit kann ferner eine Signalverarbeitung erfolgen, bei der z.B. die Tonhöhen der empfangenen akustischen Signale verändert und/oder bestimmte Frequenzbereiche unterschiedlich verstärkt werden, um den individuellen Bedürfnissen des Patienten gerecht zu werden. [0060] Vor diesem Hintergrund betrifft die vorliegende Erfindung auch ein Hörhilfe-System, das ein Versorgungsmodul und die in den Gehörgang eines Patienten einbringbare neue Hörhilfe aufweist, wobei an der Hörhilfe ein erster Empfänger für Energiesignale und zumindest ein zweiter Empfänger für Hörsignale angeordnet sind, und wobei das Versorgungsmodul zumindest einen Sender für Energiesignale aufweist, der vorzugsweise einen Lichtsender umfasst, der vorzugsweise ausgewählt ist aus der Gruppe, die Lichtleiter, Laser, LEDs und OLEDs enthält.
[0061] Das Versorgungsmodul dient hier dazu, die Hörhilfe mit elektrischer Energie zu versorgen und wird dazu bevorzugt selbst auch in den Gehörgang eingesetzt, an dessen Innenform er angepasst ist. Es kann aber auch hinter dem Ohr angeordnet werden, wobei dann die Lichtstrahlung über Lichtleiter in den Gehörgang geleitet wird.
[0062] Das Versorgungsmodul kann auch einen Lichtsender, vorzugsweise eine LED oder einen Laser für Hörsignale aufweisen, wobei dann an der Hörhilfe keine Mikrophoneinheit sondern weitere Lichtempfänger angeordnet sind, die die optisch übertragenen Hörsignale in elektrische Signale umwandeln, die dann für die Anregung des Aktors verwendet werden.
[0063] Weitere Vorteile ergeben sich aus der Beschreibung und der beigefügten Zeichnung.
[0064] Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
[0065] Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in der beigefügten Zeichnung dargestellt und werden in der nachfolgenden Beschreibung näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 ein teilweise geschnitten dargestelltes, menschliches Ohr; Fig. 2 ein in das Ohr aus Fig. 1 eingesetztes Hörhilfe-System mit
Hörhilfe und Versorgungsmodul;
Fig.3 das Hörhilfe-System aus Fig. 2 in schematischer Seitendarstellung;
Fig. 4 eine vergrößerte und schematische Darstellung der Hörhilfe aus Fig. 3; und
Fig. 5 eine vergrößerte Darstellung der Blendscheibe in der Hörhilfe aus Fig. 4.
[0066] In Figur 1 ist ein menschliches Ohr 10 eines Patienten P schematisiert und teilweise geschnitten dargestellt. Schall (Töne und Geräusche) werden durch die Ohrmuschel 1 1 gebündelt und entlang des Gehörgangs (Außenohr) 12 in Richtung des Trommelfells 14 geleitet. Der Schall trifft auf das Trommelfell 14 und wird in die Cochlea (Innenohrschnecke) 15 über ein System von Knochen (Gehörknöchelchenkette bzw. Ossikelkette) 16 übertragen, die als Hebel dienen, um eine Verstärkung und akustische Anpassungstransformation an einen Stempel bzw. eine Membran 17, genannt das„ovale Fenster", zu ermöglichen.
[0067] Die Cochlea 15 ist eine spiralförmig gewundene Röhre ähnlich einem Schneckenhaus, die im abgewinkelten Zustand etwa 35 mm lang ist und die über den größten Teil ihrer gesamten Länge durch eine Zwischenwand unterteilt ist, genannt die „Basilarmembran". Eine untere Kammer der Cochlea wird„Scala Tympani" genannt, und eine obere Kammer wird„Scala Vestibuli" genannt. Die Cochlea 15 ist mit einem Fluid (Perilymphe) mit einer Viskosität gefüllt, die etwa der Viskosität von Wasser entspricht. Die Scala Tympani ist mit einer weiteren Membran 18, genannt„rundes Fenster", ausgestattet, das dazu dient, den Versatz des Fluids aufzunehmen, wenn das ovale Fenster 17 ausgelenkt wird. [0068] Wenn das ovale Fenster 17 akustisch über die Gehörknöchelchen 16 betätigt wird, so wird korrespondierend dazu die Basilarmembran versetzt und diese vibriert durch die Bewegung des Fluids in der Cochlea 15. Der Versatz der Basilarmembran regt Haarzellen (Sinneszellen) an, die in einer besonderen Struktur auf der Basilarmembran liegen (nicht gezeigt). Bewegungen dieser Sinneshaare erzeugen elektrische Entladungen in Fasern des Hörnervs 19, und zwar durch die Vermittlung von Zellen des Spiralganglion, die in der Modiolus- oder Modiolarwand positioniert sind.
[0069] Das menschliche Ohr 10 lässt sich grob in drei Bereiche unterteilen, nämlich das Außenohr mit dem Gehörgang 12, das Mittelohr 21 und das Innenohr 22.
[0070] Ein Druck der Gehörknöchelchen 16 auf das ovale Fenster 17 läuft als Schwingung die Scala Vestibuli hinauf zur Spitze der Cochlea 15 und über ein Schneckenloch (nicht dargestellt) entlang der Scala Tympani wieder hinab zum runden Fenster 18, das den eingetragenen Druck durch Dehnung bzw. Schwingung ausgleichen kann.
[0071] Fig. 2 zeigt eine in das Ohr 10 eingesetzte Ausführungsform eines Hörhilfe-Systems 24 gemäß der vorliegenden Erfindung.
[0072] Das erfindungsgemäße Hörhilfe-System 24 umfasst ein im Gehörgang 12 angeordnetes und an diesen angepasstes Versorgungsmodul 25 sowie eine Hörhilfe 26, die ausschließlich auf dem Trommelfell 14 angebracht ist, vorzugsweise durch Adhäsionskräfte. Die Hörhilfe 26 ist auf der Seite des Trommelfells 14 angebracht, die zum Gehörgang 12 gerichtet ist.
[0073] Während das Versorgungsmodul 25 auch vom Patienten selbst jederzeit entfernt werden kann, beispielsweise um es zu reinigen oder elektrische Energiespeicher aufzuladen, verbleibt die Hörhilfe 26 dauerhaft im Gehörgang 12, kann aber ebenfalls nicht-invasiv entnommen und wieder eingesetzt werden.
[0074] Das Versorgungsmodul 25 versorgt die Hörhilfe 26 über eine optische Verbindung 27 mit elektrischer Energie. Über die optische Verbindung 27 können auch Hörsignale übertragen werden, die den wiederzugebenden Schall repräsentieren. Die optische Verbindung 27 kann also sowohl zur Signal- als auch zur Energieübertragung, vorzugsweise simultan, eingesetzt werden.
[0075] Üblicherweise gelangt der Schall von außen in die Ohrmuschel, wird über den Gehörgang 12 zum Trommelfell 14 geleitet und von dort über die Ossikelkette 16 an das hier schneckenförmig dargestellte Innenohr 22 weitergeleitet. Bei dem erfindungsgemäßen Hörhilfe-System 24 ist die Hörhilfe 26 auf die Seite des Trommelfells 14 „geklebt", die dem Gehörgang 12 zugewandt ist. Die Ossikelkette 16 wird also weiterhin zur Signalübertragung vom Trommelfell 14 an das Innenohr 22 verwendet.
[0076] Bei dem in Fig. 3 schematisch gezeigten Hörhilfe-System 24 erfolgt die Übertragung von Hörsignalen an die Hörhilfe 26 nicht über die optische Verbindung 27, sondern die akustischen Signale 28, also Schall in Form von Tönen und Geräuschen, gelangen direkt zu der Hörhilfe 26, wo sie von einer Mikrophoneinheit 29 aufgefangen und in elektrische Steuersignale 30 umgesetzt werden, die einen Aktor 31 ansteuern, der mit seiner Innenfläche 32 direkt am Trommelfell 14 anliegt und dieses entsprechend dem Schall verformt, also mechanisch stimuliert.
[0077] An der Hörhilfe 26 ist dem Versorgungsmodul 25 zugewandt ein Array 33 von optoelektronischen Sensoren 34 angeordnet, die über die optische Verbindung 27 Energiesignale in Form von Lichtstrahlen 35 empfängt, die von einem Lichtsender 36 ausgesendet werden, der an dem Versorgungsmodul 25 angeordnet ist. Als Lichtsender 36 werden vor allem LEDs eingesetzt, die Lichtstrahlen 35 im Wellenlängenbereich von 800 nm aussenden.
[0078] Die optoelektronischen Sensoren 34 konvertieren die Lichtstrahlen 35 in elektrische Energie, die in der Hörhilfe 26 verwendet wird, um das Trommelfell14 mechanisch zu stimulieren.
[0079] In dem Versorgungsmodul 25 ist noch ein Speicherelement 37 für elektrische Energie vorhanden, das den Lichtsender 36 mit der erforderlichen Energie ver- sorgt. Das Speicherelement 37 wird induktiv entweder in situ über elektromagnetische Strahlung oder extrakorporal in einer Ladestation mit elektrischer Energie versorgt.
[0080] Die Hörhilfe 26 weist eine Steuereinheit 38 auf, die mittels der von dem Array 33 bereitgestellten elektrischen Energie, die in einem bei Bedarf vorgesehenen Speicherelement 39 zwischengespeichert werden kann, und in Abhängigkeit von den Ausgangssignalen der Mikrophoneinheit 29 den Aktor 31 über die Steuersignale 30 ansteuert.
[0081] In Fig. 4 ist die Hörhilfe 26 in einem vergrößerten und schematisch dargestellten Ausführungsbeispiel gezeigt. Die Hörhilfe 26 ist innen in dem Gehörgang 12 unmittelbar am Trommelfell 14 angeordnet, das den Gehörgang 12 von dem Mittelohr 21 abgrenzt.
[0082] Der Aktor 31 ist ein Piezo-Scheibenaktor, dessen Innenfläche 32 zentrisch zu dem Umbo 41 des Trommelfells 14 und flächig an dem Trommelfell 14 durch Adhäsion anliegt. Mit seiner Außenfläche 42 weist der Aktor 31 auf eine in Richtung des Gehörganges 12 in dem gezeigten Beispiel nach außen gewölbte Blendscheibe 43, mit dessen Rand 44 der Aktor 31 an seinem Rand 45 über einen Distanzring 46 verbunden ist, der der Hörhilfe 26 einen Außendurchmesser 47a von 4 bis 8 mm und eine Dicke 47b von ca. 2 mm verleiht.
[0083] Aktor 31 , Blendscheibe 43 und Distanzring 46 begrenzen in diesem Beispiel einen linsenförmigen Hohlraum 48, der über eine kleine Entlüftungsöffnung 49 in der Blendscheibe 43 mit dem Gehörgang 12 verbunden ist. Die Entlüftungsöffnung 49 weist einen derart kleinen Durchmesser 50 (von etwa 0,01 mm) auf, dass sie einen Luftaustausch zwischen dem Gehörgang 12 und dem Hohlraum 48 nur für niedrige Frequenzen von vorzugsweise unterhalb 20 Hz ermöglicht.
[0084] Der Aktor 31 weist eine Membranstruktur 51 aus einer inneren Trägerschicht 52 aus Silizium, einer auf der Trägerschicht 52 angeordneten äußeren Schicht 53 aus Piezomaterial, einer Elektrodenschicht 54 zwischen Trägerschicht 52 und Schicht 53, und einer Elektrodenschicht 55 auf der Innenfläche 32 auf. Durch die Elektrodenschichten 54, 55 kann an die Schicht 53 eine elektrische Spannung angelegt werden, die je nach ihrer Polarität dazu führt, dass die Membranstruktur 51 nach außen, also in Fig. 4 nach rechts, oder nach innen schwingt, also in den Hohlraum 48 hinein, wodurch das Trommelfell 14 entsprechend flächig verformt wird. Wird eine Wechselspannung an die Elektrodenschichten 54, 55 angelegt, wird die Membranstruktur 51 in Schwingung versetzt.
[0085] Der Piezo-Scheibenaktor kann eine segmentierte oder eine nicht segmentierte Membranstruktur 51 aufweisen.
[0086] Ein derartiger Piezo-Scheibenaktor ist prinzipiell aus der eingangs genannten EP 2 362 686 A2 bekannt, deren Inhalt hiermit zum Gegenstand der vorliegenden Anmeldung gemacht wird. Wegen weiterer Einzeleinheit wird auf die eingangs genannten EP 2 362 686 A2 verwiesen.
[0087] Verglichen mit der Membranstruktur 51 ist die Blendscheibe 43 so hinreichend starr, dass die Blendscheibe 43 bei Schwingungen der Membranstruktur 51 im akustischen Frequenzbereich (20 bis 30.000 Hz) über dadurch hervorgerufene Druckänderungen im Hohlraum 48 nicht verformt wird. Die Entlüftungsöffnung 49 ermöglicht dabei einen niederfrequenten Luftaustausch zwischen dem Hohlraum 48 und der Luft im
Gehörgang 12, um statische Druckdifferenzen zu vermeiden.
[0088] Die Blendscheibe 43 trägt auf ihrer dem Gehörgang 12 zugewandten Außenseite 56 das Array 33, die Steuereinheit 38 und die Mikrophoneinheit 29, wie es schematisch und nicht maßstabsgetreu in Fig. 5 dargestellt ist, in der die Blendscheibe 43 vergrößert und im Ausschnitt gezeigt ist.
[0089] Die Mikrophoneinheit 29 ist als Elektretmikrophon ausgebildet und um- fasst einen auf der Außenseite 56 angeordnete Mikrophonwandler 57, der durch die akustischen Signale 28 hervorgerufene Schwingungen einer Membran 58 in elektrische Signale umsetzt. Auf der Membran 58 ist das Array 33 von optoelektronischen Sensoren 34 angeordnet. Auf diese Weise steht die gesamte Fläche der Membran 58 sowohl für Aufnahme der akustischen Signale 28 als auch für die Aufnahme der Lichtstrahlen 35 zur Verfügung, was nicht nur für eine hohe Empfindlichkeit des Elektretmikrophons sondern auch für eine Positionsunempfindlichkeit der optischen Energieübertragungsstrecke 27 sorgt.
[0090] Dazu können als Sensoren 34 Dünnschicht-Photodioden eingesetzt werden, wie sie in der eingangs genannten EP 0 696 907 B1 beschrieben sind, deren Inhalt hiermit zum Gegenstand der vorliegenden Anmeldung gemacht wird. Wegen weiterer Einzeleinheit wird auf die eingangs genannten EP 0 696 907 B1 verwiesen.

Claims

Patentansprüche
1 . In den Gehörgang (12) eines Patienten einbringbare Hörhilfe (26), mit einem eine mechanische Stimulation des Trommelfells (14) bewirkenden Aktor (31 ), dadurch gekennzeichnet, dass der Aktor (31 ) eine dem Trommelfell (14) zugeordnete Innenfläche (32) und eine dem Gehörgang (12) zugeordnete Außenfläche (42) aufweist und als flächiger Scheibenaktor, vorzugsweise als Piezo- Scheibenaktor ausgebildet ist, dessen Verformung das Trommelfell (14) durch flächige Verformung stimuliert.
2. Hörhilfe nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass an dem Aktor (31 ) im Abstand zu der Außenfläche (42) eine vorzugsweise in den Gehörgang (12) hinein gewölbte Blendscheibe (43) angeordnet ist, die mit der Außenfläche (42) einen vorzugsweise linsenförmigen Hohlraum (48) begrenzt.
3. In den Gehörgang (12) eines Patienten einbringbare Hörhilfe (26), mit einem eine mechanische Stimulation des Trommelfells (14) bewirkenden Aktor (31 ), dadurch gekennzeichnet, dass der Aktor (31 ) eine dem Trommelfell (14) zugeordnete Innenfläche (32) und eine dem Gehörgang (12) zugeordnete Außenfläche (42) aufweist, und an dem Aktor (31 ) im Abstand zu der Außenfläche (42) eine vorzugsweise in den Gehörgang (12) hinein gewölbte Blendscheibe (43) angeordnet ist, die mit der Außenfläche (42) einen vorzugsweise linsenförmigen Hohlraum (48) begrenzt.
4. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass sie zumindest einen ersten Empfänger (33, 34) für Energiesignale (35) umfasst.
5. Hörhilfe nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der zumindest eine erste Empfänger (33, 34) zumindest einen optoelektronischen Sensor (34) umfasst, der Lichtenergie in elektrische Energie umwandelt.
6. Hörhilfe nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass der zumindest eine erste Empfänger (33, 34) ein flächiges Array (33) von optoelektronischen Sensoren (34) umfasst.
7. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass sie zumindest einen zweiten Empfänger (29) für Hörsignale (28) aufweist.
8. Hörhilfe nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass der zumindest eine zweite Empfänger (29) eine Mikrophoneinheit (29) umfasst, die als Hörsignale akustische Signale (28) empfängt und in elektrische Steuersignale (30) für den Aktor (31 ) umwandelt.
9. Hörhilfe nach Anspruch 8 und einem der Ansprüche 4 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Mikrophoneinheit (29) eine Membran (58) aufweist, auf der der zumindest eine erste Empfänger (33, 34) zumindest zum Teil angeordnet ist.
10. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 2 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen dem flächigen Aktor (31 ) und der Blendscheibe (43) ein Distanzring (46) angeordnet ist.
1 1 . Hörhilfe nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Blendscheibe (43) verglichen mit dem Aktor (31 ) starr ausgebildet ist.
12. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 2 bis 1 1 , dadurch gekennzeichnet, dass in der Blendscheibe (43) zumindest eine in den Hohlraum (48) führende Entlüftungsöffnung (49) vorgesehen ist.
13. Hörhilfe nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Entlüftungsöffnung (49) einen Durchmesser (50) aufweist, der einen Luftaustausch zwischen dem Gehörgang (12) und dem Hohlraum (48) nur für niedrige Frequenzen von vorzugsweise unterhalb 20 Hz ermöglicht.
14. Hörhilfe nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass der Durchmesser (50) der Entlüftungsöffnung (49) zwischen 0,01 und 0, 1 mm liegt.
15. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass sie einen Durchmesser (47a) aufweist, der zwischen 4 und 10 mm liegt.
16. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Innenfläche (32) des Aktors (31 ) derart an die Form des Trommelfells (14) ange- passt ist, dass die lnnenfläche(32) zentrisch zu dem Umbo (41 ) an das Trommelfell (14) anfügbar ist.
17. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass sie eine vorzugsweise auf der Blendscheibe (43) angeordnete Steuereinheit (38) um- fasst, die Energiesignale (35) zumindest eines ersten Empfängers (33, 34) und Hörsignale (28) zumindest eines zweiten Empfängers (29) in Steuersignale (30) für den Aktor (31 ) umwandelt.
18. Hörhilfe-System, das ein Versorgungsmodul (25) und eine in den Gehörgang (12) eines Patienten einbringbare Hörhilfe (26) aufweist, wobei an der Hörhilfe (26) ein erster Empfänger (33, 34) für Energiesignale (35) und zumindest ein zweiter Empfänger (29) für Hörsignale (28) angeordnet sind, und wobei das Versorgungsmodul (25) zumindest einen Sender (36) für Energiesignale (35) aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass die Hörhilfe (26) die Hörhilfe (26) nach einem der Ansprüche 1 bis 17 ist.
19. Hörhilfe-System nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass der Sender (36) für Energiesignale (35) einen Lichtsender umfasst, der vorzugsweise ausgewählt ist aus der Gruppe, die Lichtleiter, Laser, LEDs und OLEDs enthält.
20. Hörhilfe-System nach Anspruch 18 oder 19, dadurch gekennzeichnet, dass das Versorgungsmodul (26) einen Lichtsender für Hörsignale aufweist. Hörhilfe-System nach einem der Ansprüche 18 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass das Versorgungsmodul (25) als in den Gehörgang (12) des Patienten einbringbare Einheit ausgebildet ist.
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