耳鸣康复装置和方法

专利名称：耳鸣康复装置和方法
技术领域：
本发明涉及一种耳鸣康复装置和方法，用于对遭受耳鸣的烦扰影响的人们提供缓解手段和治疗，特别是，尽管不是专门地，涉及采用断续屏蔽耳鸣的方法和装置。
背景技术：
耳鸣是没有任何相应外部声音时的一种声音感受。最普通的感受是振鸣、蜂鸣、沙沙声，不过也可以感受为拍打或敲击感觉。患有耳鸣的人们中的约三分之一受到该感受的重度烦扰。耳鸣的连续感受可以导致失眠、不能休息、忧虑症状(state and trait)、抑郁、以及在极端情况下甚至自杀。经常与耳鸣紧密关联的是听觉过敏，即，对外部声音极其不能容忍，甚至是日常的轻声。该苦恼情况甚至可能作为耳鸣的前兆出现，它们被认为享有相同的潜在起因。因而，在本文中对耳鸣的每次引用应当被理解为包括听觉过敏的现象或对大声不适的其它类型。
目前只有很少的对耳鸣患者有效的治疗方法，其中大多数仅仅是“you’ll have to live with it(你得学会与耳鸣生活)”之类的劝告。大多数患者认为与其耳鸣相比他们可能更容易忽视外部声音。一个减轻病症的方法是使用助听器之类的装置，以产生完全屏蔽耳鸣感觉的噪声波段。这产生了缓解的感觉并控制了约一半病人的耳鸣，但通常没有长期效果。昂贵的价格(约A$1500)和美学考虑限制了使用这种可行治疗手段的患者比例。对耳鸣范围内的外部声音存在听力损失经常是指在耳鸣可以被屏蔽之前屏蔽噪声必须是烦人的大声，与耳鸣本身相比该噪声被认为好不了多少。
在过去的四年中，已经公开了一种神经生理学处理耳鸣的一种新认识，强调在苦恼的耳鸣出现时神经路径的作用以及使用这种神经可塑性重新训练其感觉的可能性。这又称为“耳鸣重新训练疗法”或TRT。在这种技术中，给患者高强度的劝告，并使用不完全屏蔽耳鸣的音量的噪声生成器。在某些病人中已经实现长期减少耳鸣烦扰，但在任何实际疗效出现之前该处理通常需要花费18个月。TRT还能够提供非常短时间的耳鸣缓解的感觉，但不能缓解有关的睡眠失调和不能休息的问题。
与本发明最接近的现有技术是由Starkey Corp开发的“Silentia Set”，它是一对助听器装置，在就寝时间通过枕头下的感应回路从立体声系统无线接收信号。该系统用记录的高频噪声波段(“水声”)、潺潺噪声、交通声和音乐来屏蔽耳鸣，然而Silentia Set的高价格使许多患者不能使用它。
使用音乐进行声音治疗的其它现有技术是由Alfred A.Tomatis开发的Tomatis方法和听觉综合训练(Auditory Integration Training)。虽然这两种方法不是为耳鸣的治疗设计，但这两种方法在改进用于听觉紊乱的音乐方面具有某些相似性。Tomatis方法利用由Alfred Tomatis开发的“电子耳”(US4,021611)。它起源于听觉系统如何工作的极过时的模型，并且已经被听力学组织广泛披露。听觉综合训练基于Tomatis方法，但是要给予极响的音乐，可能造成听力损坏，重要的是使用该技术的装置已经被美国食品和药品管理局所禁止。

发明内容
本发明的目的是提供一种更有效的康复技术和用于耳鸣患者的装置，这种技术和装置符合当代以耳鸣为症状的听觉系统潜在病理学的认识。
在本说明的全文中，包括一切地使用术语“包括”，在该意义上，可以有包含在本发明中的，在顺序定义或说明的特征或步骤中未明示定义或说明的其它特征和/或步骤。这些其它特征和/或步骤可以包含的内容，在作为整体阅读说明书后将会明白。
根据本发明的一个方面，这里提供了一种为遭受耳鸣困扰的患者提供缓解的耳鸣康复方法，该方法包括提供根据一个预定屏蔽(masking)算法进行频谱修改的声频信号，该算法被设计来修改选定频率上的声音信号强度，从而在使用中，当频谱修改的声频信号被患者听到时，提供有效的耳鸣屏蔽。
最好是，该方法还包括步骤使用计算机发送表示耳鸣患者听力敏度图的数据；在远端位置处理所述的听力敏度图数据，并根据所述的听力敏度图数据使用所述的预定屏蔽算法，产生所需的均衡响应数据；
使用计算机接收所述的所需均衡响应数据；和将所述的所需均衡响应数据与表示所述声频信号的声频数据相组合，以产生所述频谱修改的声频信号。
根据本发明的第二方面，提供了一种使用计算机提供对耳鸣康复中使用的一个预定屏蔽算法存取的方法，用于为遭受耳鸣困扰影响的患者提供缓解，该方法包括从用户在线接收的表示耳鸣患者的听力敏度图的数据；使用所述的预定屏蔽算法处理所述的听力敏度图数据，以根据所述的听力敏度图数据产生所需的均衡响应数据；和向用户发送所述的所需均衡响应数据。
根据本发明的另一个方面，提供了一种耳鸣康复录音，用于为遭受耳鸣打扰影响的患者提供缓解，该录音包括一个根据预定屏蔽算法进行频谱修改的声频信号，该算法被设计来修改选定频率上的声频信号强度，从而在使用中，当该录音被患者听到时，提供有效的耳鸣屏蔽。
最好是，预定的屏蔽算法提供了耳鸣的断续屏蔽，其中，在一个舒适的听力强度(level)上，在声频信号的峰值期间基本上完全遮蔽了耳鸣，而在声谷期间偶尔显露耳鸣的感觉。实际上已经发现，这种断续屏蔽可以为患者提供缓解、控制和放松的即时感觉，同时使适应耳鸣的足够感觉和长期治疗能够出现。
通常所述的预定屏蔽算法被设计为基本上在声频信号的全频谱范围修改声频信号的强度。最好，所述的声频信号是高动态信号，其中频谱内容和强度随时间恒定变化。最好声频信号是音乐信号。然而，也可以利用其它类型的包括话音或噪声的信号。
最好是，使所述的预定屏蔽算法至少部分地随个人听力测量特性而调整。通常，使所述的预定屏蔽算法部分调整以适应于个人听力损失特征。最好声音信号的频谱品质通过屏蔽算法修改，以便在双耳内的声音频谱的主要部分上提供大体相等的感觉强度。通常，所述的预定屏蔽算法还加入了一组刻度图，例如用于将dB HL(听力级)转换到dB SPL(声压级)，或者对出现的各类不同耦合系统进行校正。
根据本发明再一个方面，提供了一种对遭受耳鸣困扰影响的患者提供缓解的耳鸣康复装置，该装置包括信号滤波装置，适于根据预定屏蔽算法对声频信号进行频谱修改，该算法被设计来修改选定频率上的信号强度，从而在使用中，当频谱修改的声频信号被患者听到时，提供有效的耳鸣屏蔽。
最好所述的信号滤波装置是可编程信号滤波装置，因而在使用中，可以用适应于各个耳鸣患者的特定需要的预定屏蔽算法对该装置编程。
在该装置的一个实施例中，预定屏蔽算法是以下形式REQ＝M(SPL+ELC(0.25，0.5，1，2，3，4，6，8，10，12kHz)-基线)其中REQ＝耳鸣重新训练协议的所需均衡响应基线＝0.5(A-B)+BA＝在最大的听力损失耳朵内的两个邻近的最大听力损失频率上的平均dB SPLB＝在最小的听力损失耳朵内的两个邻近的最小听力损失频率上的平均dB SPLSPL＝转换到dB SPL的(以dB HL计)听力阈值ELC＝40声等响线(Phon Equal Loudness Contours)的转换值M＝增益系数＝0.3至0.95最好M＝0.4然而，在本发明的另一个软件实施例中，计算声频信号的各个调整方式(prescription)的算法可以与上述算法不同。本发明的这些另外的实施例符合基本临床技术，该技术用来提供声频信号强度的修改以解决特别用于耳鸣及听力过敏的缓解和/或治疗的听力级。
该装置最好与个人音乐播放机(PMP)共同使用，并且具有适于连接到PMP的声频输出耳机插孔上的一个输入。该装置最好具有可以与标准的PMP耳机连接的标准耳机插孔。另一方面，发射机可以用来将信号发射给放置在耳道内、外耳区域、耳朵后面或比较接近耳朵的某些其它区域的无线接收机。
附图的简要说明为了便于更加详细地理解本发明的特点，下面将参照附图仅以实例方式详细说明耳鸣康复装置和方法的优选实施例。


图1是音乐记录和典型的现有技术耳鸣屏蔽器的长期频谱的图示；图2是典型患者的听力阈值和使用屏蔽算法的第一实施例所计算的它们所需的均衡曲线；图3是图形显示使用音乐的断续耳鸣屏蔽的示意图；图4是上述的患者听力阈值的图示和使用屏蔽算法第二实施例所计算的它们所需的均衡曲线；图5是本发明的耳鸣康复装置可能的实施例的方框图；图6和7是提供本发明的一个耳鸣康复录音的一个优选方法的流程图。
具体实施例方式
耳鸣屏蔽在广义上可以被定义为用外部声音遮蔽耳鸣感觉。助听器仅能够为大约10％的患者提供环境噪声屏蔽的有效形式。耳鸣屏蔽器有效性的最可靠的听力测定手段是恰好屏蔽个人耳鸣所需的噪声音量。该方法被称之为最小屏蔽级(“MML”)。在成功屏蔽的最重要标准之中是屏蔽刺激的可接受性与其MML成反比，以及该刺激必需是对于耳鸣的足够舒适的替代物。在本发明人的临床实践中，一些患者已经报告尝试使用音乐来找到他们耳鸣的缓解，但是经常发现屏蔽他们耳鸣所需的音量强度是不可接受的。这些人中大多数趋向具有陡峭斜率的听力损失特征，和几乎与最大听力损失频率的边沿相当的耳鸣音调。以前使用音乐的尝试总是不能成功的原因之一可能是高频听力损失与耳响的极高的同时发病率(co-morbidity)。
通常，斜坡高频听力损失的出现将意味着，在放松的(relaxing)声音音量级上，只能听到音乐的低音调成分，因此对屏蔽有用的任何音乐性和高频的感觉被禁止。图1示出了音乐记录和典型的现有耳鸣屏蔽器(StarkeyTM5)的长期频谱。一个声级分析器用来平均64秒钟时段的两个记录的每一个的响应。然后在1kHz处匹配频谱，以便在不考虑总声压级的情况下，能够进行两个频谱的频率构成的比较。如图1所示，如果屏蔽器被假定是对听力受损收听者的最佳频率响应，则未过滤的音乐具有不足的高频能量和过多的低频响应。因此，本发明人已经开发了一种耳鸣屏蔽协议，该协议修改声频信号的频率响应特征，以克服传统的耳鸣屏蔽的缺陷。
尽管下面的说明主要是参照修改音乐的频率响应特征作出的，但是应当明白本发明的耳鸣屏蔽协议也可以应用于其它类型的适合耳鸣屏蔽的声频信号，或者用于提供用于耳鸣的听觉刺激和不用屏蔽的听力过敏治疗。此外，考虑到传统的助听器型屏蔽器的较高价格，下面的说明将特别强调使用传统的插入式或无线式耳机系统或者与合适的个人声音重放系统相结合的插入式耳机，这些个人重放系统是例如用于盒式录音带的高保真个人音乐播放器(PMP)、CD或MP3录音。在澳大利亚，高保真PMP零售成本约为传统的双耳屏蔽器成本的十分之一。然而，应当明白，本发明的耳鸣屏蔽协议还适用于传统的助听式屏蔽器。该技术还可适用于助听器中的附加用户程序的设置，或者可以将修改的信号经耳鸣患者的助听器电线圈或感应线圈装置发送给耳鸣患者。
除了PMP的低成本和高度的便携性之外，它们通常拥有具有长行程(long-throw)换能器的小耳机，使其保真性能比大部分自由场扬声器系统更高。此外，耳机通常比扬声器更有效，因为它们阻止了经自由场发生的高频声的大量衰减。耳廓PMP耳塞位置的改变已经显示，对KEMAR(用于听觉研究的Knowles电子模型)中测量的定音扫描的频谱成分具有非常有限的影响。
在耳鸣屏蔽协议的开发中，所需的扩展较高频率刺激提出了将听力敏度图结果转换为所需的真实耳朵响应的难题，因为对于10和12kHz纯音的和窄带噪声刺激的dB HL至dB SPL之间的转换至今还没有国际公认的标准。制造商的Modsen OB 822听力计的校准说明被用来推断供一个电话TDH39头戴耳机和MX41/AP缓冲垫(cushion)使用的需要值。听力计由此被专业校准。对于10kHz的数值是50dB HL＝59.5dB SPL，12kHz的数值是50dBHL＝61dB SPL。低于10kHz的所有ISO听力级频率按相关的澳大利亚标准(AS 1591.2-1987)校准。表1列出了用于将dB HL转换到dB SPL的反向格式中的转换/校准值。
表1

本发明人开发的第一耳鸣屏蔽协议(TMP1)的再一个特征是半增益规则的自适应，因而当仅补偿听力亏损约一半时可以非常有效地进行听力损失的放大。该规则支配最新的助听器治疗实践。TMP1试图将集中在个人的耳鸣音调周围的声能最大化，并且“平衡”头戴耳机输出以校正任何不对称听力损失。再一个目的是能够得到人头部的屏蔽刺激的平衡感觉，而不是在类似传统的非相关的耳鸣屏蔽的耳朵能级上。
所有的PMP具有远远超过在助听器中可得到的音量控制范围，所以TMP1不需要指定绝对增益轮廓。然而，PMP通常没有左/右平衡控制，因此这会减少不对称听力损失情况下的它们的可接受性以及其相关联的响度复原。当TMP1公式的目的是使屏蔽个人的耳鸣所需的音乐或噪声的感觉响度最小化时，只需要在这些重放系统中再现声音时，指定用于每个耳朵的相关频率响应特征，而不提供每个立体声声道的个别控制。
应用于TMP1的程序如下所述(i)通过附加表1中的转换值，将每个频率的个人纯音听力级阈值转换到dB SPL。
(ii)选择伤害最重耳朵中的耳鸣音调匹配频率，用作基线计算的最大点。较轻听力损失耳朵的两个邻近的最好听力阈值总是被选择为计算的最小点。当使用纯音(pure tone)未发现可靠音调匹配时，用两个邻近的最佳听力频率的平均数来替代。因而，基线构成两个最大听力测定极端之间的中线值。
(iii)通过从用于每个频率和每个耳朵的听力阈值(以dB SPL表示)减去基线，导出最后的均衡值。因而用于耳鸣音调不能可靠确定的患者的算法是基线＝0.5(A-B)+B所需均衡，REQ＝0.5{SPL(0.25，0.5，1，2，3，4，6，8，10，12kHz)-基线}用于非音调耳鸣的算法是基线＝0.5(C-B)+BREQ＝0.5{SPL(0.25，0.5，1，2，3，4，6，8，10，12kHz)-基线}其中A＝耳鸣音调匹配的频率上的听力阈值(dB SPL)。
B＝2个邻近的最小听力损失频率上的平均dB SPL。
C＝2个邻近最大听力损失频率上的平均dB SPL。
实例1图2是典型个人听力级、耳鸣与所需TMP1均衡曲线之间关系的图示。该个人听力级具有陡峭斜度高频双侧听力损失和10,000Hz的耳鸣，二者均在左侧较大。所以所需的均衡曲线围绕着均衡器的基线，通过增加高频增益量和相对地衰减低频可以部分校正听力损失。当听力损失和耳鸣在左边更差时，该耳朵接收相对高的放大。由于响度感觉的异常增大经常伴随着感觉神经听力损失，(复原(recruitment)，和/或出现听力过敏)，因此不可能提供完全的听力级校正，因为这可能超过了个人的响度不适级。
然后，在录音带上产生用于人PMP的耳鸣康复录音。在该过程中使用立体声频率均衡器(Genexxa 31-9082)，它包括每个声道的十个可调整的频段，分别具有0.031，0.062，0.125，0.25，0.5，1，2，4，8，16kHz的中心频率。每个控制具有+或-12dB SPL的范围。该均衡器体现“EQ记录”功能特征，所以在记录之前声频信号可以通过均衡器电路。根据如TMP1算法计算的特定的个人均衡值，将用于十个频段每个的均衡器的控制设置为均衡器左声道中用于左耳的计算值，和右声道中设置的右耳值。从广播品质录音机输出的立体声被接入立体图形均衡器，该均衡器然后将其输出送到另一个高保真盒式带舱，用于记录到高保真盒式录音带上。双引线和立体声RCA连接器被用来保证L/R声道分离。
制作音乐和白噪声的修改录音，以在临床试验中供30个参与者使用。每个参与者被告知有关屏蔽治疗所含原理并且告知了使用耳鸣康复录音可能的好处。将具有标准插入式耳机(索尼MDR E552)的新PMP发给每个参与者，这种耳机固定在外耳中因而不需要头带。然后执行声峰值级分析测量。在PMP播放他们的定制磁带时，要求他们缓慢地调高音量直至他们正好不再感觉到他们自己的耳鸣。将该声级标记在音量控制轮上。每个参与者被告知如果他们随后需要调高音量超过被标记位置，要通知听力学家。如果残余抑制出现当他们发现他们逐渐需要较小的音量就可以完全屏蔽时，鼓励他们在每次屏蔽过程中进行下调音量控制的试验。
给一组参与者一个噪声带，而给另一组参与者一个音乐带。虽然两个治疗组在治疗之前具有相同的耳鸣痛苦程度，但治疗中期音乐组显示了非常明显的改善，而且这些好处在治疗后跟踪的两年中得到保持。噪声组也显示了某些改善，但与音乐组比较则不突出。96％的参与者认为他们的音乐或噪声带是一个有效屏蔽器，与传统的耳声级耳鸣屏蔽器相比这是一个非常高的接受率。
在某些情况中，TMP1似乎呈现响度的不平衡感觉，这里个人具有很大的听力间不对称性。耳朵真实的响度感觉可能偏离预定的响应，其原因是在频率范围不同点上的响度差值的感觉的。还被认为助听器的半增益规则最好适用于中度听力损失人群，以及轻度听力损失也许仅需要三分之一的增益。此外，还可能是，在耳鸣患者中响度现象的复原(recruitment)可能比非耳鸣患者大，特别是考虑到听力过敏与畏声(畏惧外部声音)的高的同时发病率。这些因素暗示TMP1可能对听力损失过补偿，以及需要进一步修改以选择最佳疗法。
TMP1算法的主要目的是以最小的可能MML产生一个可接受的耳鸣替代物，以及调整听觉间不对称性。然而，后来意识到如果只根据最大和最小听力级执行所需均衡响应的应用，则改进的屏蔽算法将是更强健的，因而试图在所有频率上提供较为相等的感觉级。TMP1研究的数据表明音乐组的44.4％和噪声组的28.6％的参与者偏爱将录音磁带的音量设置在仅仅部分屏蔽他们的耳鸣的等级上。尽管教导他们最佳设置是完全屏蔽，但是还是发生了上述情况。两种刺激之间的屏蔽级偏爱的差异也暗示，音乐和噪声在耳鸣仍将被部分感觉到的音量级上使用时，音乐比噪声更可被接受。尽管历史的方法是完全屏蔽耳鸣，以及当前的临床趋势是部分屏蔽，但本发明人基于断续屏蔽开发了一种改进的耳鸣屏蔽协议。由于音乐是高动态信号，因此它呈现部分屏蔽的音乐强度可以有效构成断续屏蔽的一种形态的可能性。使用音乐信号断续耳鸣屏蔽的图示在图3中示出。
不希望进行理论界定，但相信用轻松刺激(比如音乐)断续屏蔽耳鸣在心理上以及在听觉或神经级上可能是有效的。理论上，用音乐断续耳鸣屏蔽构成一种系统性降低敏感性的一种形态是可行的。在放松状态中，根据音乐峰值级的波动，听者可能有另一种感觉，而不是感觉耳鸣。音乐的可预知性可能意味着即使在音乐的“声谷”中也不会有意识地感觉到耳鸣。此外，耳鸣可以从音乐中足够经常地“再现”，以至能产生适应。但是音乐信号的进行中的动态特性避免该有限暴露被扰乱，这可以减少任何边缘系统增强。因而，所建议的放松音乐断续屏蔽技术可以通过促进控制感觉的附加机制来提高协作效果，减少一般的忧虑程度，和提供导致减少对耳鸣本身的恐惧的自动催眠的形式。因此，发展了被设计来产生耳鸣断续屏蔽的基于耳鸣重新训练协议(TRR)的改进屏蔽算法。
实际上，TMP1算法的半增益规则的使用似乎是上述的用于听力的过补偿，有时，制作录音似乎是不平衡的或者是“弱声”的。相反地，存在一些暗示三分之一规则不提供足够均衡的因数。与通常可以从传统耳鸣屏蔽器中可以得到的能量相比，长期音乐频谱具有相当少的高频能量，并且最大的听力损失通常也集中在该区域内(参见图1)。因此，增益的实质减少将防止实现足够的高频均衡，从而克服音乐频谱的限制和听力损失的影响。因此，由于半增益规则有时过度，而三分之一增益规则对于长期耳鸣重新训练的改进音乐的目的可能不足，因此通过加入0.4增益系数(M)选择一个中间值。
为了进一步促进在音乐信号全频谱的相等感觉级的提供，改进的TRP算法采用ISO等响度曲线(ELC)。ELC转移值根据离散频率(国际标准协会，1961)校正响度感觉的任何差值。选择40声(phon)等高曲线是因为早期研究发现，在全屏蔽条件下，平均受试者的定制音乐录音显示45.7dB SPL的RMS。由于8dB是近似感觉响度的两倍，因此推定37.7dB是阈值与全屏蔽之间的中点，从而断续屏蔽的强度代表将和轻柔的那些一起出现，以缓和斜面听力损失。利用40声响度曲线是因为它最接近该中点，以及较低值曲线的选择还促进补偿响度复原。
标准听力测定过程是使用TDH39头戴耳机获得听力阈值，其结果按dBHL(听力级)表示。然而，指定助听器特征的惯例是利用dB SPL(声压级)值。所以，在6cm头戴耳机中获得的听力阈值(dB HL)需要用表1中的附加的转换值转换成dB SPL。
然后用40声响度曲线值对这些转换值求和。所得到的转换/校准值在表2中示出。
表2

耳鸣重新训练协议(TRP)算法是上述第10页给出的TMP1算法的修改，如下所述REQ＝0.4{ELC+SPL(0.25，0.5，1，2，3，4，6，8，10，12kHz)-基线}其中基线＝0.5(A-B)+BA＝最大听力损失耳朵中的两个邻近最大听力损失频率上的平均dBSPL。
B＝最小听力损失耳朵中的两个邻近最小听力损失频率上的平均dBSPL。
SPL＝听力阈值(dB HL)，被转换到dB SPL。
ELC＝用于40声等响度曲线的转换值。
另一方面，患者的听力阈值可以使用1/3八度音(octave)窄带噪声来获得，并且增益系数(M)变成0.7(或0.5至0.95范围之间)。
应用TRP的过程如下所述(i)细读个人听力敏度图，以确定最大听力损失耳朵的两个邻近最大听力损失频率(A)，以及最小听力损失耳朵的两个邻近最小听力损失频率(B)。
(ii)通过加上图1中的转换值(第9页)，将这四个dB HL转换到dBSPL。
(iii)然后按dB SPL计算最大听力损失耳朵的两个邻近最大听力损失频率(A)的dB SPL平均值，以及对最小听力损失耳朵的两个邻近最小听力损失频率(B)重复该过程。
(iv)通过从A中减去B计算中值，然后将数值减半，并将结果加到B值上。就得到TRP基线。
(v)然后将取自听力敏度图的所有dB HL阈值加到上述的是ISO 40声ELC校正值和dB HL对dB SPL转换函数总和的表2中。这样就依据每个离散频率上的有关刺激的感觉响度产生了听力的量度。该数值是按dB SPL表示的，以便可以在图形均衡器的24dB SPL范围内确定预期均衡频率响应。
(vi)然后从每个变换阈值中减去基线值，并按0.4增益规则乘以其结果。对右耳的每个频率重复该处理。
(vii)然后利用这些值手工调整图形均衡器，使其具有在左声道中使用的左耳所需的均衡响应(REQ)，和在均衡器的右声道中使用的右耳REQ。
实例2为论证TMP1如何解释陡峭斜度的不对称听力损失(参见上述实例1)而选择的参与者的听力敏度图，还被选择来论证TRP算法如何修改选定频率上的声音信号的强度，以提供耳鸣断续屏蔽。下面的表3和表4示出了利用上述算法分别对左耳和右耳的每个频率的计算。基线计算如下所述基线＝0.5(A-B)+B＝
×0.5+0.5(R SPL0.5+RSPL0.75)＝
×0.5+0.5(1.5+8.5)＝(90.25-5)×0.5+5＝47.625表3

表4

两个耳朵的REQ均衡曲线在图4中示出。将图4与图2比较可以确认人的左右耳听力阈值[HTL(SPL)]曲线是相同的。
第二临床研究是在90个耳鸣患者参予的情况下实施的。将参试者随机地按组分配到四个治疗组的一个中一组试验第二生成完全屏蔽算法(TMP2)，一组试验耳鸣重新训练算法(TRP)，一组按经验测量使用低能级宽带噪声刺激的当前TRT方法，一个准对比组只接受劝告(Counselling)。第二项研究超过了预期效果，使用频谱修改音乐的超过四分之三的参试者感受到明显的适应性。在所有治疗组的临床成果中，采用读书疗法和TRT方式劝告的得到明显改善。然而，对于大多数参与者，只接受劝告的则出现不充分的治疗。重要的发现是TRP组体验了耳鸣痛苦的最平均的改善。TMP2刺激组最初显示更快的改善，但是TPR组的更渐进的收效则持续更长的时间，最终效果也最好。在治疗后和跟踪过程发现，噪声与只进行劝告组之间存在很少的差别，尽管只进行劝告组所感受的平均改善最终没有统计学意义。虽然所有治疗组都记录了贯穿整个治疗期间的耳鸣痛苦的平均减少，但两个音乐组最终显示最有疗效。两个音乐组的接近四分之三的参与者体验到明显适应他们的耳鸣(TMP2＝78.6％，TRP＝75％)。
对于两个音乐组在听力过敏值方面都大大减小，对于噪声组则只有轻微的减小。没有听觉刺激的组(只劝告)显示在相同期间听力过敏增加，这有力地表明听觉刺激的供应是听力过敏改善的关键因素。音乐组参与者经常报告他们的听力过敏程度往往比他们的耳鸣感受改善得更快。
因此该临床研究暗示用音乐的全屏蔽可以更有效地促进痛苦和放松程度的快速改善，尽管用音乐的断续屏蔽在一些测量中被最终证明更有疗效。这表明两级方法也许最有效，因而患者最初应当使用全屏蔽算法给予缓解和控制的较强感受，最后转换到断续屏蔽以消除耳鸣察觉。
在该临床研究中，使用预定的屏蔽算法对预先录音的音乐进行频谱修改，然后再录音到参与者使用的盒式录音磁带上。考虑到一些州和国家中的潜在的版权侵权问题，这种方法对于广泛的临床使用是不可能被接受的。从选择的录音公司购买版权进行再录音是一个防止侵权问题发生的一种途径，或者为此目的特别委托录音公司制作。在一个实施例中，提出了一种由个体开业者(医生)使用的可编程“黑盒”。所设计的装置由解释每个人的耳鸣和听力损失的合格的听力学家使用本发明人开发的耳鸣屏蔽算法和临床协议来编程。在一个实施例中，该装置可以作成音乐家的助听器型装置的形状，该装置被设计为对进入佩带者耳朵的声频信号进行频谱修改。一个更优选实施例是提供“黑箱”形式的装置，该装置可以与PMP结合使用并且具有适于连接PMP的声频输出(头戴耳机)插座的一个输入。该装置应当具有可以连接传统PMP头戴耳机的一个标准头戴耳机插座。在另一个实施例中，在适应于患者的听力测定配置的听力学家的诊所中使用经万维网存取的软件自动产生修改的录音。
图5示出了耳鸣康复“黑箱”装置的一个可能的实施例的方框图。装置10具有适于接收来自PMP的头戴耳机输出插座的双声道立体声信号的一个输入12。装置10还具有一个输出14，用于提供由编程到装置10中的预定屏蔽算法作频谱修改的双声道立体声信号，该立体声信号适于经由传统的PMP头戴耳机收听。最好，该装置10使用数字信号处理，因此在模数转换器(ADC)16中将左右输入的声音模拟信号被转换为数字格式。ADC16的数字输出信号送给数字滤波器18，根据预定屏蔽算法过滤数字化的声频信号。数字滤波器18根据屏蔽算法修改声频信号的强度和选择的频率。
数字滤波器18的滤波特性曲线可以使用指轮(thumbwheel)手动编程。然而，较好方式是，借助具有可连接台式计算机的通信端口22的基于微处理器的控制器20来电编程数字滤波器18。使用伴随装置10的定制软件程序，听力学家或其它助听器商家可以借助便于将所需临床数据输入到控制器20的非易失性存储器中的图形用户接口(GUI)对装置10编程。因而，例如临床听力学家将只输入患者的从0.25到12kHz的10个离散频率的每个的纯音听力级阈值。听力学家还必须输入两个邻近的最小听力损失频率(B)、耳鸣音调匹配的频率处的听力阈值(A)和/或两个邻近的最大听力损失频率(C)。然后，软件或者控制器20使用这些数字计算基线值，并使用预定屏蔽算法计算所需的均衡值。控制器20利用这些值设置数字滤波器18中每个频率的滤波常数。
装置10还包括附加信号处理装置24。处理装置24在控制器20的控制下对数字滤波器18滤波之后的数字声频信号提供进一步的频谱修改。然后，在数模转换器(DAC)26中将频谱修改的声频信号转换成模拟格式。可以设置放大器28，以控制装置的输出24处所供应的模拟输出信号的振幅。很明显，装置10的数字部件可以集成到单个集成电路上，以便可以制作尺寸相当小的装置10，因此该装置是不引人注意的。
进一步的研究显示专有算法和声频信号的数字处理可以是完全基于软件的，因而便于生产在诸如具有头戴耳机的个人音乐播放机(PMP)的标准个人声音重放系统上由耳鸣患者播放的音乐存储媒介(光盘或其它格式)。在一个实施例中，提供耳鸣康复录音的方法获得了由快速数字通信和远程处理能力的的互联网所提供的速度和经济的全部优点。由于仅仅使用具有CD记录能力的台式个人计算机(PC)，因此提供用户化的耳鸣康复录音的能力可以置于听力学家的指尖。通过利用万维网的覆盖范围以及发展应用服务供应器(ASP)(也称之为“在线操作软件”)，该方法可以扩展到向全球市场提供耳鸣缓解和治疗。图6和图7示出了利用万维网和ASP的服务提供耳鸣康复录音的优选方法的流程图。
该处理开始于患者请教听力学家100的听力学家的诊所。听力学家将患者个人资料输入102位于专有站点上的申请表中的适当文件夹内。听力学家导出104患者左右耳的听力敏度图104。将听力敏度图转换成适当的数字格式并存储106到听力学家的PC上。然后，听力学家可以经过万维网站点启动108应用服务供应器(ASP)，该站点自动地存取包括数字听力敏度图的患者数据，并经过该站点将数据发送到ASP。
ASP接收200数据并分离成左耳和右耳处理声道。中央处理服务器(经ASP存取)收藏包含将患者数据转换成数字滤波格式(这里，称之为屏蔽轮廓)的专有算法的软件。然后，将该屏蔽轮廓回送给听力学家的PC。中央处理服务器利用数字听力敏度图确定202L、202R用于左耳和右耳的每个预定频率的纯音级阈值。软件确定(查明)204最大听力损失耳朵内两个邻近的最大听力损失频率，和最小听力损失耳朵内两个邻近的最小听力损失频率。在这些步骤206L、208L、210L、212L、214L、216L和206R、208R、210R、212R、214R、216R中，将耳鸣重新训练协议算法应用于左耳和右耳级，正如在上述的表3和表4中所示的那样。
在步骤218、220和222中，计算基线值，它是减去步骤210L、210R上的用于左耳和右耳的变换阈值得到的。然后，经ASP站点将左耳和右耳所需均衡响应(REQ)值发送224给听力学家的PC。听力学家的PC上可见的站点通知226听力学家正将REQ值下载到听力学家的PC上，并且还提示302听力学家将音乐CD插入连接PC的CD播放机。还提示304听力学家将空白CD插入连接其PC的CD刻录机。很明显，可以利用任何适合的录音，最好利用存储在合适的存储媒介，比如致密盘、盒式录音带或MP3卡上的音乐录音。通常为患者提供支付用作基本录音的适当版权许可费用的音乐CD的选择。听力学家的PC上的声音软件应用程序存取306 CD录音并且将声音数据存储310到PC的存储器的一个文件上。
通过ASP在线存取的专有软件读出PC中存储的声音文件，把信号分离成左右立体声信号，并把它们转换到快速傅里叶变换312(FFT)格式314。同时，将听力学家PC接收的REQ数据分配316一个声道基准(即，左声道数据和右声道数据318)。然后，软件将该左右声道数据分别转换成左和右屏蔽轮廓322。听力学家PC上供应的软件存取324屏蔽轮廓并将屏蔽轮廓应用于每个存储歌曲的右和左FFT信号，以便产生频谱修改音乐信号的左右声道。专有软件326将修改的左右信号转换到频域，用于像传统的声音文件那样进行播放。与原始音乐CD的每个歌曲对应的被修改的声音文件328由听力学家PC中存储的CD刻录软件利用330，并将其刻录到空白CD332上。
使用ASP和听力学家PC的优点是服务器所需的发送数据量和处理能力，在相对意义上，非常低。因为声音信号的处理需要大量的处理能力，而经过这个模式，处理能力被收藏在听力学家的PC中，而不是在服务器中。处理时间将是非常短暂的(忽略不计)，因此可以在一次患者访问中完成整个处理。
传输或者经使用加密安全线路的电子邮件或者经口令限制的web页面进行；只有合格的听力学家进行存取。附加的安全性测量，比如对站点上可得到的数据‘仅一次下载’或者限制时间，也是可能的。
可以容易地召开治疗会话与听力学家共同进行的会诊，或者将这种做法作为进行治疗的协调治疗制度。可能的收入流包括从站点下载专用软件和每个数据下载的特许费，即用于每个CD制作的费用(不是每个患者，当每个患者可能希望修改一个以上的CD时)。互联网站点也可以提供许多在耳鸣和听力过敏的缓解方面有帮助的其它服务。因此，尽管音乐是优选实施例，但如果患者特别偏爱噪声、环境声、纯音或说话信号，也可以使用噪声、环境声、纯音或说话信号制作CD。更多的计算机能力的耳鸣患者可以输入他们的听力敏度图资料，而不需要听力学家的帮助。当听力学家或助听器商家没有CD burner(播放器)时，将可以得到在ASP或站点上制作CD的软设备(facility)，然后发邮件到诊所。当互联网的数据传输速度明显增加时，如果需要的话，将可以得到用于在ASP中执行声音信号的处理的软工具。
这里已经详细说明的耳鸣康复方法和装置的几个实施例，显然，所述的用于提供耳鸣患者缓解的方法和装置具有许多超过现有技术的明显优点，这些优点包括(i)由于便于个人音乐播放机与轻松音乐的使用，因此与传统的助听器型屏蔽器相比，患者更容易接受；(ii)补偿了在80％病例中伴随耳鸣的高频听力损失，从而提供了听觉刺激的最宽频谱；(iii)为频谱修改屏蔽/重新训练声音刺激而开发的屏蔽算法修正了每个个体参与者的特定听力损失配置以及对响度复原的效果的考虑，从而能够在放松强度级上进行有效的刺激。
(iv)音乐的断续耳鸣屏蔽可以提供一种对耳鸣困扰影响的系统性脱敏的形式；和(v)使用屏蔽算法产生的频谱修改的录音减少了耳鸣痛苦，在这一点上75％以上的试验者认为不再明显影响生活质量。已测量到MML的明显减少，并且已经明显改善了听力过敏级。
听力学和电子技术方面的熟练人员还会明白，除了已经说明的那些内容之外，在不背离基本发明概念条件下，可以对所述的方法和装置进行多种改变和修改。例如，可以使用本发明的屏蔽算法设置现有的使用噪声频带而不是音乐的耳鸣屏蔽器的频率响应。除了音乐外，也可以使用各类噪声、纯音和话音。也可以在现有的无线接收装置(比如Starkey Silentia Set)中使用上述屏蔽算法，或者通过助听感应线圈系统使用上述屏蔽算法。此外，计算声音信号的各质量要求的数学算法可以与上述算法不同，可能需要插入额外声音。然而，本发明的其它实施例符合基本的临床技术，该临床技术打算为解决听力级、特别是为耳鸣和/或听力过敏的缓解和/或治疗提供声音信号强度的修改。所有这些改变和修改都被认为落入本发明的范围，本发明的特性依据上述说明和附带的权利要求确定。
权利要求
1.一种为遭受耳鸣困扰影响的患者提供缓解的耳鸣康复方法，该方法包括提供根据一个预定屏蔽算法进行频谱修改的声频信号，该算法被设计来修改选定频率上的信号强度，从而在使用中，当频谱修改的声频信号被患者听到时，提供有效的耳鸣屏蔽。
2.根据权利要求1所述的耳鸣康复方法，其中预定屏蔽算法提供了耳鸣的断续屏蔽，其中，在舒适的听力级上，在声音信号的峰值期间，耳鸣基本上被完全遮蔽，而在声音信号的声谷期间，耳鸣感受偶尔显露。
3.根据权利要求2所述的耳鸣康复方法，其中所述的预定屏蔽算法被设计来修改声音信号的全频谱范围的声音信号强度。
4.根据权利要求2所述的耳鸣康复方法，其中所述的声频信号是高动态信号，其中频谱内容和强度随时间恒定变化。
5.根据权利要求2所述的耳鸣康复方法，其中声频信号是音乐信号。
6.根据权利要求1所述的耳鸣康复方法，其中所述的预定屏蔽算法被特制为考虑患者的基本听力测定配置。
7.根据权利要求6所述的耳鸣康复方法，其中使所述的预定屏蔽算法部分地调整以适应于患者的听力损失特征。
8.根据权利要求7所述的耳鸣康复方法，其中声音信号的频谱性质通过屏蔽算法修改，以便在双耳的音乐频谱的主要部分提供大体相等感觉级。
9.根据权利要求8所述的耳鸣屏蔽方法，其中所述的预定屏蔽算法还加入了一组将dB HL(听力级)转换到dB SPL(声压级)的校准数字。
10.根据权利要求9所述的耳鸣康复方法，其中预定屏蔽算法是以下形式；REQ＝M(SPL+ELC(0.25，0.5，1，2，3，4，6，8，10，12kHz)-基线)其中REQ＝耳鸣重新训练协议的所需均衡响应基线＝0.5(A-B)+BA＝在最大的听力损失耳朵内的两个邻近的最大听力损失频率上的平均dB SPLB＝在最小的听力损失耳朵内的两个邻近的最小听力损失频率上的平均dB SPLSPL＝转换到dB SPL的听力阈值(dB HL)ELC＝40声等响线(Phon Equal Loudness Contours)的转换值M＝增益系数＝0.3至0.95
11.根据权利要求1所述的耳鸣康复方法，还包括以下步骤使用计算机发送表示耳鸣患者听力敏度图的数据；在远端位置处理所述的听力敏度图数据，并根据所述的听力敏度图数据使用所述的预定屏蔽算法产生所需的均衡响应数据；使用计算机接收所述的所需均衡响应数据；和将所述的所需均衡响应数据与代表所述声频信号相组合，以产生所述频谱修改的声频信号。
12.根据权利要求11所述的耳鸣康复方法，还包括生产所述的频谱修改的声音信号的一个录音。
13.一种耳鸣康复录音，用于为遭受耳鸣打扰影响的患者提供缓解，该录音包括一个根据预定屏蔽算法进行频谱修改的声频信号，该算法被设计来修改选定频率上的信号强度，从而在使用中，当频谱修改的声频信号被患者听到时，提供有效的耳鸣屏蔽。
14.根据权利要求13所述的耳鸣康复录音，其中预定屏蔽算法提供了耳鸣的断续屏蔽，其中，在舒适的听力级上，在声音信号的峰值期间，耳鸣基本上被完全遮蔽，而在声音信号的声谷期间，耳鸣感受偶尔显露。
15.根据权利要求14所述的耳鸣录音，其中声音信号是音乐信号。
16.一种使用计算机提供对耳鸣康复中使用的一个预定屏蔽算法存取的方法，用于为遭受耳鸣打扰影响的患者提供缓解，该方法包括在线从用户接收表示耳鸣患者的听力敏度图的数据；使用所述的预定屏蔽算法处理所述的听力敏度图数据，以根据所述的听力敏度图数据产生所需的均衡响应数据；和向用户发送所述的所需均衡响应数据。
17.一种对遭受耳鸣困扰影响的患者提供缓解的耳鸣康复装置，该装置包括信号滤波装置，适用于根据预定屏蔽算法对声频信号进行频谱修改，该算法被设计来修改选定频率上的信号强度，从而在使用中，当频谱修改的声频信号被患者听到时，提供有效的耳鸣屏蔽。
18.根据权利要求17所述的耳鸣康复装置，其中所述的信号滤波装置是可编程信号滤波装置，因而在使用中，可以用适于各个耳鸣患者的特定需要的预定屏蔽算法对该装置编程。
19.根据权利要求18所述的耳鸣康复装置，其中该装置适于与传统的具有头戴耳机的个人声音重放装置共同使用。
20.根据权利要求18所述的耳鸣康复装置，其中预定屏蔽算法提供耳鸣的断续屏蔽，其中，在舒适的听力级上，在声音信号的峰值期间，耳鸣基本上被完全遮蔽，而在声音信号的声谷期间，耳鸣感受偶尔显露。
21.根据权利要求20所述的耳鸣康复装置，其中所述的预定屏蔽算法被设计来修改基本上是声音信号的全频谱范围上的声音信号强度。
22.根据权利要求21所述的耳鸣康复装置，其中所述的声频信号是高动态信号，其中频谱内容和强度随时间恒定变化。
23.根据权利要求22所述的耳鸣康复装置，其中声频信号是音乐信号。
24.根据权利要求18所述的耳鸣康复装置，其中所述的预定屏蔽算法被特制为考虑患者的基本听力测定配置。
25.根据权利要求24所述的耳鸣康复装置，其中使所述的预定屏蔽算法部分地调整以适应于患者的听力损失特征。
26.根据权利要求25所述的耳鸣康复装置，其中声音信号的频谱性质通过屏蔽算法修改，以便在双耳的音乐频谱的主要部分提供相对均等感觉级。
27.根据权利要求26所述的耳鸣康复装置，其中所述的预定屏蔽算法还加入了一组将dB HL(听力级)转换到dB SPL(声压级)的校准数字。
28.根据权利要求27所述的耳鸣康复装置，其中预定屏蔽算法是以下形式；REQ＝M(SPL+ELC(0.25，0.5，1，2，3，4，6，8，10，12kHz)-基线)其中REQ＝耳鸣重新训练协议的所需均衡响应基线＝0.5(A-B)+BA＝在最大的听力损失耳朵内的两个邻近的最大听力损失频率上的平均dR SPLB=在最小的听力损失耳朵内的两个邻近的最小听力损失频率上的平均dB SPLSPL＝转换到dB SPL的听力阈值(dB HL)ELC＝40声等响线(Phon Equal Loudness Contours)的转换值M＝增益系数＝0.3至0.95。
全文摘要
本发明公开了一种耳鸣方法和装置,用于为遭受耳鸣困扰影响的患者提供缓解。该方法完全可以在根据预定屏蔽算法频谱修改声音信号的软件中实施,该屏蔽算法修改选定频率上的声音信号强度。预定屏蔽算法被描述为:提供了耳鸣的断续屏蔽,其中,在舒适的听力级上,在声音信号的峰值期间,耳鸣基本上被完全遮蔽,而在声音信号的声谷期间,耳鸣感受偶尔显露。实际上,已经发现这种断续屏蔽为患者提供了缓解、控制和放松的快速感觉,同时能够使适应耳鸣的感觉和长期疗效出现。另一方面,使所述的预定屏蔽算法作调整以适应于患者听力测定配置。例如,使所述的预定屏蔽算法部分地适合患者的听力损失特征。本发明还公开了一种与个人声音重放系统共同使用的耳鸣康复装置。
文档编号A61B5/12GK1349727SQ00807081
公开日2002年5月15日 申请日期2000年3月17日 优先权日1999年3月17日
发明者保罗·B·戴维斯 申请人:柯廷技术大学