IN DEN GEHÖRGANG EINBRINGBARE HÖRHILFE UND HÖRHILFE-SYSTEM

Beschreibung

[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 elektromechanischen 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), 104-113. Dabei wird der Permanentmagnet in die individuelle Silikonpaßform eingekapselt. Die Signal- und Energieübertragung wurde alternativ auch in drahtloser Form elektromagnetisch 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 Goll et al., "Concept and evaluation of an endaurally insertable middle-ear implant" in Med Eng Phys 35 (103), 532-536.

[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 vergleichbaren 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 Umfangsrichtung 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 implantiert 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 implantiert 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 als flächiger Scheibenaktor, vorzugsweise als Piezo-Scheibenaktor ausgebildet ist, dessen Verformung das Trommelfell durch flächige Verformung stimuliert, , wobei der flächige Scheibenaktor dazu ausgebildet ist, über den größeren Teil des Trommelfells auf diesem aufzuliegen, und wobei die Innenfläche derart ausgebildet ist, dass sie flächig an dem Trommelfell durch Adhäsion anlegbar ist und allein durch die herrschenden Adhäsionskräfte zwischen dem Trommelfell und dem Aktor auf dem Trommelfell verbleibt, sodass aufgrund der Oberflächenspannung in der Grenzschicht zwischen der Innenfläche des Aktors und dem Trommelfell die Verformung auf das Trommelfell übertragen wird.

[0024] Die Erfindung schafft dadurch 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 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 µm) 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] Gemäß der Erfindung ist der Aktor dazu angepasst, mit Hilfe von Adhäsionskräften auf der dem Gehörgang zugewandten Seite des Trommelfells flächig angebracht zu werden.

[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, Fremdpartikel 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 Eingangssteifigkeit 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 Rückflexe 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 umfasst, 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 Ansteuersignale 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 11 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 durch Adhäsionskräfte auf dem Trommelfell 14 angebracht ist. 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 Trommelfell 14 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 versorgt. 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. Wegen weiterer Einzelheiten wird auf die eingangs genannte 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 umfasst 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. Wegen weiterer Einzelheiten wird auf die eingangs genannte EP 0 696 907 B1 verwiesen.

Ansprüche

1. In den Gehörgang (12) eines Patienten einbringbare Hörhilfe (26), mit einem eine mechanische Stimulation des Trommelfells (14) bewirkenden Aktor (31), wobei der Aktor (31) eine dem Trommelfell (14) zugeordnete Innenfläche (32) und eine dem Gehörgang (12) zugeordnete Außenfläche (42) aufweist und als flächiger Scheibenaktor ausgebildet ist, dessen Verformung das Trommelfell (14) durch flächige Verformung stimuliert, wobei der flächige Scheibenaktor dazu ausgebildet ist, über den größeren Teil des Trommelfells (14) auf diesem aufzuliegen, und wobei die Innenfläche derart ausgebildet ist, dass sie flächig an dem Trommelfell (14) durch Adhäsion anlegbar ist und allein durch die herrschenden Adhäsionskräfte zwischen dem Trommelfell (14) und dem Aktor (31) auf dem Trommelfell verbleibt, sodass aufgrund der Oberflächenspannung in der Grenzschicht zwischen der Innenfläche des Aktors (31) und dem Trommelfell (14) die Verformung auf das Trommelfell (14) übertragen wird.

2. Hörhilfe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass an dem Aktor (31) im Abstand zu der Außenfläche (42) eine Blendscheibe (43) angeordnet ist, die mit der Außenfläche (42) einen Hohlraum (48) begrenzt.

3. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass sie zumindest einen ersten Empfänger (33, 34) für Energiesignale (35) umfasst.

4. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass sie zumindest einen zweiten Empfänger (29) für Hörsignale (28) aufweist.

5. Hörhilfe nach Anspruch 4, 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.

6. Hörhilfe nach Anspruch 5 und Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Mikrophoneinheit (29) eine Membran (58) aufweist, auf der der zumindest eine erste Empfänger (33, 34) zumindest zum Teil angeordnet ist.

7. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 2 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen dem flächigen Aktor (31) und der Blendscheibe (43) ein Distanzring (46) angeordnet ist.

8. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 2 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass in der Blendscheibe (43) zumindest eine in den Hohlraum (48) führende Entlüftungsöffnung (49) vorgesehen ist.

9. Hörhilfe nach Anspruch 8, 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 ermöglicht.

10. Hörhilfe nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass der Durchmesser (50) der Entlüftungsöffnung (49) zwischen 0,01 und 0, 1 mm liegt.

11. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass sie einen Durchmesser (47a) aufweist, der zwischen 4 und 10 mm liegt.

12. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Innenfläche (32) des Aktors (31) derart an die Form des Trommelfells (14) angepasst ist, dass die Innenfläche(32) zentrisch zu dem Umbo (41) an das Trommelfell (14) anfügbar ist.

13. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass sie eine Steuereinheit (38) umfasst, 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.

14. 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 13 ist.

15. Hörhilfe-System nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass das Versorgungsmodul (25) als in den Gehörgang (12) des Patienten einbringbare Einheit ausgebildet ist.

Claims

1. Hearing aid (26) that can be inserted into the ear canal (12) of a patient, comprising an actuator (31) effecting a mechanical stimulation of the tympanic membrane (14),
wherein the actuator (31) comprises an inner surface (32) associated with the tympanic membrane (14) and an outer surface (42) associated with the ear canal (12) and is configured as an areal disk actuator, whose deformation stimulates the tympanic membrane (14) by areal deformation, wherein the areal disk actuator is configured to contact the greater part of the tympanic membrane (14), and wherein the inner surface is configured to be applied over an area at the surface of the tympanic membrane (14) by adhesion and to remain fixed at the tympanic membrane solely by the adhesive forces between the tympanic membrane (14) and the actuator (31), such that based on the surface tension in the boundary layer between the inner surface of the actuator (31) and the tympanic membrane the deformation is transferred to the tympanic membrane (14).

2. Hearing aid according to claim 1, characterized in that a cover plate (43) is arranged on the actuator (31) at a distance from the outer surface (42) which together with the outer surface (42) delimits a cavity (48).

3. Hearing aid according to any one of claims 1 to 2, characterized in that it comprises at least a first receiver (33, 34) for energy signals (35).

4. Hearing aid according to any one of claims 1 to 3, characterized in that it comprises at least a second receiver for hearing signals (28).

5. Hearing aid according to claim 4, characterized in that the at least one second receiver (29) comprises a microphone unit (29), which receives acoustic signals as hearing signals (28) and converts them into electrical control signals (30) for the actuator (31).

6. Hearing aid according to claim 5 and claim 3, characterized in that the microphone unit (29) comprises a membrane (58), on which the at least one first receiver (33, 34) is arranged at least in part.

7. Hearing aid according to any one of claims 2 to 6, characterized in that a spacer ring is arranged between the areal actuator (31) and the cover plate (43).

8. Hearing aid according to any one of claims 2 to 7, characterized in that in the cover plate (43) at least one vent opening (49) leading into the cavity (48) is provided.

9. Hearing aid according to claim 8, characterized in that the vent opening (49) has a diameter (50) allowing an exchange of air between the ear canal (12) and the cavity (48) only for low frequencies.

10. Hearing aid according to claim 9, characterized in that the diameter (50) of the vent opening (49) is between 0.01 und 0.1 mm.

11. Hearing aid according to any one of claims 1 to 10, characterized in that it has a diameter (47a) between 4 und 10 mm.

12. Hearing aid according to any one of claims 1 to 11, characterized in that the inner surface (32) of the actuator (31) is adapted to the form of the tympanic membrane (14) such that die inner surface(32) is attachable to the tympanic membrane (14) centrically to the umbo (41).

13. Hearing aid according to any one of claims 1 to 12, characterized in that it comprises a control unit (38), which converts energy signals (35) of at least one first receiver (33, 34) and hearing signals (28) of at least one second receiver (29) into control signals (30) for the actuator (31).

14. Hearing aid system, comprising a supply module (25) and a hearing aid (26) that can be inserted into the ear canal (12) of a patient, wherein at least a first receiver (33, 34) for energy signals (35) and at least one second receiver (29) for hearing signals (29) are arranged on the hearing aid (26), and wherein the supply module (25) comprises at least one emitter (36) for energy signals (35),
characterized in that the hearing aid (26) is the hearing aid (26) according to any one of claims 1 to 13.

15. Hearing aid system according to claim 14, characterized in that the supply module (25) is configured as an entity that can be inserted into the ear canal (12) of the patient.

Revendications

1. Aide auditive (26) pouvant être introduite dans le conduit auditif (12) d'un patient, comprenant un actionneur (31) qui provoque une stimulation mécanique du tympan (14),
l'actionneur (31) possédant une surface intérieure (32) associée au tympan (14) et une surface extérieure (42) associée au conduit auditif (12) et étant réalisé sous la forme d'un actionneur à disque plat dont la déformation stimule le tympan (14) par une déformation à plat, l'actionneur à disque plat étant configuré pour reposer sur le tympan (14) au-dessus de la plus grande partie de celui-ci et la surface intérieure étant configurée de telle sorte qu'elle peut être appliquée à plat par adhérence contre le tympan (14) et demeure sur le tympan uniquement par les forces d'adhérence régnant entre le tympan (14) et l'actionneur (31), de sorte que la déformation est transmise au tympan (14) du fait de la tension superficielle dans la couche d'interface entre la surface intérieure de l'actionneur (31) et le tympan (14).

2. Aide auditive selon la revendication 1, caractérisée en ce qu'un disque obturateur (43) est disposé sur l'actionneur (31) à l'écart de la surface extérieure (42), lequel délimite un espace creux (48) avec la surface extérieure (42).

3. Aide auditive selon l'une des revendications 1 et 2, caractérisée en ce qu'elle comprend au moins un premier récepteur (33, 34) pour des signaux d'énergie (35).

4. Aide auditive selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisée en ce qu'elle comprend au moins un deuxième récepteur (29) pour des signaux auditifs (28).

5. Aide auditive selon la revendication 4, caractérisée en ce que l'au moins un deuxième récepteur (29) comporte une unité de microphone (29) qui reçoit, en tant que signaux auditifs, des signaux acoustiques (28) et les convertit en signaux de commande électriques (30) pour l'actionneur (31).

6. Aide auditive selon la revendication 5 et la revendication 3, caractérisée en ce que l'unité de microphone (29) possède une membrane (58) sur laquelle est disposé au moins en partie l'au moins un premier récepteur (33, 34).

7. Aide auditive selon l'une des revendications 2 à 6, caractérisée en ce qu'une bague d'écartement (46) est disposée entre l'actionneur (31) plat et le disque obturateur (43).

8. Aide auditive selon l'une des revendications 2 à 7, caractérisée en ce qu'au moins une ouverture de purge d'air (49) menant dans l'espace creux (48) se trouve dans le disque obturateur (43).

9. Aide auditive selon la revendication 8, caractérisée en ce que l'ouverture de purge d'air (49) présente un diamètre (50) qui ne rend possible un échange d'air entre le conduit auditif (12) et l'espace creux (48) que pour les basses fréquences.

10. Aide auditive selon la revendication 9, caractérisée en ce que le diamètre (50) de l'ouverture de purge d'air (49) est compris entre 0,01 et 0,1 mm.

11. Aide auditive selon l'une des revendications 1 à 10, caractérisée en ce qu'elle présente un diamètre (47a) qui est compris entre 4 et 10 mm.

12. Aide auditive selon l'une des revendications 1 à 11, caractérisée en ce que la surface intérieure (32) de l'actionneur (31) est adaptée à la forme du tympan (14) de telle sorte que la surface intérieure (32) peut être jointe contre le tympan (14) en étant centrée par rapport à l'ombilic (41).

13. Aide auditive selon l'une des revendications 1 à 12, caractérisée en ce qu'elle comprend une unité de commande (38) qui convertit des signaux d'énergie (35) d'au moins un premier récepteur (33, 34) et des signaux auditifs (28) d'au moins un deuxième récepteur (29) en signaux de commande (30) pour l'actionneur (31).

14. Système d'aide auditive, qui possède un module d'alimentation (25) et une aide auditive (26) pouvant être introduite dans le conduit auditif (12) d'un patient, un premier récepteur (33, 34) pour des signaux d'énergie (35) et au moins un deuxième récepteur (29) pour des signaux auditifs (28) étant disposés au niveau de l'aide auditive (26), et le module d'alimentation (25) possédant au moins un émetteur (36) pour des signaux d'énergie (35),
caractérisé en ce que l'aide auditive (26) est l'aide auditive (26) selon l'une des revendications 1 à 13.

15. Système d'aide auditive selon la revendication 14, caractérisé en ce que le module d'alimentation (25) est réalisé sous la forme d'une unité qui peut être introduite dans le conduit auditif (12) du patient.

Zeichnung