用于抑制耳鸣的设备和方法

专利名称：用于抑制耳鸣的设备和方法
技术领域：
本发明总体上涉及生物医学设备和方法，并且更特别地涉及可用于治疗耳鸣的设 备和方法。
背景技术：
耳鸣是在没有相应的外部声音时感觉到声音。耳鸣可能由受伤、感染或巨大声音 的重复轰击所导致，并且可以出现于一只或两只耳朵。尽管因其高声调(high-pitch)的响 声而闻名，耳鸣是在其声调和频率方面变化的内部噪声。所感觉到的声音可以从安静的背 景噪声变化到大到足以盖过所有外部声音的信号。耳鸣影响大约5千万美国人或约占总人口的15%。没有有效的减轻耳鸣的治疗。 现有技术已包括试图遮蔽(mask)耳鸣的设备和方法。General Hearing和另外一些公司制造可以生成声音的耳机。对遭受轻度耳鸣的 人来说遮蔽方法很有效，但是对遭受大声的耳鸣的人来说该方法无效，因为为了遮蔽耳鸣， 外部的声音必须比耳鸣要大。存在诸如药物、外科手术、心理疗法以及遮蔽之类的一些治疗，但是没有一个持续 有效，并且可能有严重的负面影响。在这里我们提出使用声音来抑制(suppress)耳鸣。与 之前的遮蔽方法不同，其使用了通常比耳鸣更大声并且具有类似于耳鸣的声调质量的外部 声音，我们提出使用可能比耳鸣更柔和并且具有不同于耳鸣的声调质量的优化声音。之前 的遮蔽设备和本抑制方法之间的另一个显著差异是遮蔽效果是瞬时的，而本抑制方法通常 要花时间来发展和衰减。声音可以经由音频设备(例如MP3播放器、ip0d 设备或其它听 力设备(ear device))声学地递送或者经由临时或永久植入物电学地递送。特别地，针对疾病或其并发症的各种药物疗法已用于治疗耳鸣。耳鸣通常与焦虑 和抑郁相关。这种状况是否会引起心理困扰或者耳鸣是否对具有心理障碍的人更普遍仍处 于争辩中。已建议使用三环抗忧郁药来治疗潜在的心理问题，而不是直接治疗耳鸣。一些 研究已证实使用静脉注射(IV)利多卡因的给药方法显著减少耳鸣强度，但是利用诸如妥 卡尼之类的类似口服药不会再现这样的效果。利多卡因的静脉注射给药方法是不现实的方 法，因为它具有短半存留期和严重的负面影响。诸如卡马西平、阿普唑仑、巴氯酚、倍他司汀 和桂利嗪之类的其它药剂作为可能的耳鸣治疗已经加以研究，但结果不一致。在安慰剂控 制研究中已示出选择性5-羟色胺再摄取抑制剂没有益处或有微不足道的益处。
现有技术的耳鸣遮蔽设备将连续低水平噪声或音调递送给耳朵，这导致耳鸣掩 饰。已示出使用这种设备降低了耳鸣严重度。Neuromonics耳鸣治疗方法是一种将声音刺 激和结构化的咨询程序相结合的新方法。设备输出是为每个个人的听觉分布(profile)构 造的宽带刺激。三个临床试验报道使用这种治疗方法一般会改进患者生活的质量。助听器 也通过放大外部声音刺激从而减少了耳鸣存在的知觉来准许减轻部分或全部耳鸣。助听器 通常被尝试作为耳鸣患者出现听觉损失时的第一线治疗。助听器也可以与声音发生器结合 使用，这会增加成功率。在上世纪八十年代末期，提出了耳鸣的神经生理模型，然后它引出了被称为耳鸣 再训练疗法(TRT)的新治疗方法的开发。TRT包括咨询(counseling)连同将低水平恒定 白噪声递送给患者(一只或两只)受到影响的耳朵。声音通常导致患者的听觉系统习惯耳 鸣，因此减少了患者对他们状况的知觉。成功率在不同的患者间不同。TRT需要一到两年的 治疗以便有效地管理耳鸣。在之前的研究中已发现耳蜗植入是有效的，它降低了 28%到79%患有双耳重感 觉神经听觉损失患者的耳鸣。报道9%的患者在耳蜗植入之后耳鸣加重了。耳蜗植入在减 少耳鸣方面的成功已引起其它形式的电刺激，包括耳蜗的经鼓膜刺激、前庭耳蜗神经刺激 以及听觉皮层的经颅磁刺激。最近的研究已示出当被高速率脉冲串刺激时，1/3的耳蜗植入 用户以及5/11(45%)的经鼓膜受检者示出基本或完全耳鸣减轻。除此之外，给出低于阈值 的外部感觉或者在短时间段内外部感觉减小到低于阈值以下。这是耳鸣患者的理想情况， 因为结果不会感觉到耳鸣和外部刺激。回顾文献，提出单侧耳蜗植入使用与67%的患者的 对侧耳鸣降低相关。表明耳蜗植入的效果是因为用新感觉到的或来自听觉神经的电刺激的 周围声音遮蔽了耳鸣。引起耳鸣复杂性的机制不清楚，并且对这种状况的医治仍难以捉摸。 普遍疗法通常针对主观性耳鸣的中心源或周围源，该主观性耳鸣被限定为在没有明显的器 官原因的情况下仅患者可感觉的声音。实际上最有可能包括这二者的组合，其中周围损伤 和病变导致中枢神经系统的功能和体系结构变化。(Hochmair等人的)美国专利申请公开2007/0203536描述了耳蜗植入设备以及可 用来递送耳鸣治疗的其它可植入设备。通过参考将美国专利申请公开2007/0203536的整 个公开内容明确地结合于此。(Choy的)美国专利No. 7，347，827描述了单频耳鸣患者治疗 装置和过程，其中声称通过利用外部生成的声音实现了相位消除效应，所述外部生成的声 音由单频耳鸣患者主观选择以在音调和响度两方面与他或她的耳鸣声音匹配。该主观选择 的在音调和响度方面与患者的耳鸣声音匹配的外部生成的声波(i)通过多个相位偏移串 步骤连续相位偏移总共至少180度或者(ii)可替换地在基本单个步骤运动中直接相位偏 移到180度，互易异相(out-of-phase reciprocal)，从而消除了与患者确定的耳鸣音调的 关系。连续步骤的相位偏移音调或直接相位偏移音调被应用于耳鸣患者以实现消除或减轻 患者的耳鸣。通过参考将(Choy的)美国专利No. 7，347，827的整个公开明确地结合于此。诸如在(Choy的)美国专利No. 7，347，827中所描述的相位消除技术在治疗耳鸣 中不是最有效的。大多数耳鸣具有高频(> 1000Hz)，尽管也存在一些低频耳鸣病例。然 而，即使患者的耳鸣是低频的，相位消除技术可能也是低效率的或者不是最适宜的，因为所 感觉到的耳鸣声音是神经脉冲而不是声学声音，并且不能通过倒相来从物理上或从外部消 除。从生理学方面来说，所有的声音都将在耳蜗中被半波整流并且变成神经系统中的数字
4状脉冲(被称为动作电位)。异相外部声音将添加而不是消除内部生成的耳鸣。大多数患者在感觉神经听觉损失的情况下出现耳鸣，因此假定耳鸣源于耳蜗周 围。噪声损伤导致静纤毛和表皮层中的结构蛋白的分子变化。响应于声音，胞浆钙水平显著 增加，从而潜在干扰了正常毛细胞的功能。渐进损害导致基底膜的某些区域中的毛细胞的 完全损坏。异常的听觉信号出现在毛细胞损失区周围，即导致感觉到声音的边缘效应。此 外，在安静时期，听觉神经纤维自发地活动，导致神经递质释放。自发活动的损失可以导致 异常中心听觉活动，它将被感觉为声音。作为耳鸣原因的边缘效应和声音输入的缺乏可以 解释通常在之后的耳蜗植入中看到的耳鸣的减少。已在较近期的研究中示出了通过对听觉 患者和耳聋患者的电刺激来抑制耳鸣。另一方面，不是所有具有听觉损失的患者都经受耳鸣，并且不是所有耳鸣患者都 有听觉损失。听觉神经的切除会导致耳鸣，从而表明中心病因。耳鸣患者的正电子发射断层 扫描(PET)成像示出在Brodmarm区21、22并且在可能的42中的单侧神经活动。通过服用 利多卡因(耳鸣的公知抑制物质)来降低这些影响。不管哪只耳朵被刺激，声音都引起的 双侧活动。响应于面部运动而经受耳鸣的患者显示脑血流的单侧变化。在耳鸣期间使用单 光子发射计算机断层扫描(SPECT)成像的另一个研究示出右听觉皮层中的信号增加16%， 且左听觉皮层中的信号增加5%，而噪声引起双侧变化。通过服用利多卡因来消除这种影 响。活动模式的差异支持耳鸣的中心生成理论。这种解释与动物耳鸣模型一致，该动物耳鸣模型示出噪声或顺氯氨钼 (cisplatin)暴露之后耳蜗背侧核(DCN)的自发活动的变化。消融受损耳蜗之后这样的活 动过度仍持续，从而表明尽管周围损伤可能刺激DCN变化，但是中心活动过度与周围输入无关。根据严重程度并且如果存在听觉损失的情况下耳鸣可以被分成三个种类。种类0 被表征为对患者生活影响很小的耳鸣。种类1和2被用来描述对生活有很大影响的耳鸣， 其中种类2指示存在伴随耳鸣的主观听觉损失。对于我们的研究来说，遵循这种规定，但是 定义了基于响度的第二参数。每个受检者将响度参数确定为低级、中级或高级。在十点量 表(scale)上，1是最低声音(阈值)，而10是响度的上限，低级是0到3，中级是3到6，且 高级是6到10。采用仔细的测量来确保每个受检者理解他们正对响度进行分级而不会令人 讨厌。本专利申请的图1是耳鸣严重程度分类和典型耳鸣患者族群的图形表示。种类0 中的患者寻求耳鸣治疗的可能性最小。具有低水平响度的种类1和2的患者可能要接受 TRT的帮助。已示出TRT有助于缓解大多数患者(72. 5% )，但是就他们工作和睡觉的能力 来说只对非常小百分比的患者有益，即就工作来说是25. 5 %，就睡觉来说是47 %。目前，具 有高水平响度的种类1和2的患者通常被剩下来而没有有效的治疗方法。仍存在对开发治疗耳鸣的新设备和方法的需要。

发明内容
本发明提供用于抑制耳鸣而不是仅仅遮蔽它的方法和设备。根据本发明的一个方面，提供一种用于治疗人类或动物受检者的耳鸣的方法，该 方法包括使得受检者感觉到完全或部分抑制受检者的耳鸣的耳鸣抑制声音的步骤。在该方法的一些实施例中，受检者选择他或她感觉到为与耳鸣相同的声音，并且然后该声音(或 者与受检者所感觉到的耳鸣互补(complementary)的相似声音)被用作耳鸣抑制声音。在 该方法的其它实施例中，耳鸣抑制可以是先前已确定为抑制大量受检者的耳鸣的声音。在 该方法的一些实施例中，受检者感觉到耳鸣抑制声音比耳鸣更柔和，从而降低了受检者感 觉到的声音环境。在该方法的一些实施例中，改变耳鸣抑制声音的至少一个变量以优化受 检者的耳鸣被抑制到的程度。可以将耳鸣抑制声音作为声学声音或电刺激(例如经由耳蜗 植入而递送的电刺激)来递送。此外，根据本发明，提供一种用于抑制人类或动物受检者的耳鸣的设备，这样的设 备包括使得受检者感觉到耳鸣抑制声音的装置，所述耳鸣抑制声音导致受检者的耳鸣的抑 制。在该设备的一些实施例中，设备可以包括使得受检者能够听到许多声音并且选择他或 她感觉到为与耳鸣相同的特定声音的装置，并且该设备其后播放所选声音或与所选声音互 补的另一声音作为耳鸣抑制声音。在该设备的其他实施例中，耳鸣抑制声音可以是先前已 确定为抑制大量受检者的耳鸣的声音。在该设备的一些实施例中，将播放耳鸣抑制声音以 使得受检者感觉到的耳鸣抑制声音比耳鸣更柔和，从而降低了受检者感觉到的声音环境。 在该设备的一些实施例中，改变耳鸣抑制声音的至少一个变量以优化受检者的耳鸣被抑制 到的程度。这可以使用生物反馈处理器或其他适当的装置来完成。该设备可以递送耳鸣抑 制声音，该耳鸣抑制声音可被作为声学声音(例如声音播放设备和(一个或多个)扬声器 或(一个或多个)耳机)或电刺激(例如通过插入或植入电极、电极阵列或耳蜗植入而将 信号递送给受检者的电信号生成或递送设备)而递送。在阅读下面阐述的详细描述和示例之后，本领域技术人员将会理解本发明的其他 方面、细节、目的、元件、步骤和优点。


图1是耳鸣严重程度分类和典型耳鸣患者族群的图形表示。图2是示出本发明方法示例的流程图。图2A是示出耳鸣遮蔽和耳鸣抑制之间的差异的图形图示。图3是响度水平和持续时间的关系的复合图，其根据下面示例1中治疗的两个受 检者中的每一个中的声音持续时间估计耳鸣和外部声音二者的响度。图4是响度水平和持续时间的关系的复合图，其估计耳鸣和耳鸣抑制或遮蔽声音 的总响度以便比较下面示例1中治疗的两个受检者中的每一个的遮蔽对抑制的效果。图5是响度估计和时间的关系的复合图，其示出单极顶端(apical)状况并且表明 当刺激产生完全适应时，看到对下面示例1中治疗的受检者之一的耳鸣没有影响。图6示出低速率刺激(IOOHz)产生很少的适应或不产生适应但能完全抑制他的耳 鸣。
具体实施例方式本发明所参考的附图和下面详细的描述意图描述本发明的一些示例或实施例，但 未必是全部示例或实施例。所描述的实施例在所有方面仅被认为是说明性的而非限制性 的。这样的详细描述和附图的内容不会以任何方式来限制本发明的范围。
如在现有技术中一样，当耳鸣被遮蔽时，耳鸣声音被音量上等于或高于耳鸣声音 的遮蔽声音(例如白噪声或带通噪声)掩盖。因此，当耳鸣被遮蔽时，受检者的声音环境与 单独听他们的耳鸣一样响或更响，因为遮蔽声音在音量上必须至少等于耳鸣声音，以便完 全掩盖耳鸣声音。如果遮蔽器所给出的比耳鸣更安静，则出现被称为部分遮蔽的情况。如名 称所指示的那样，这时耳鸣被部分掩盖所以它看起来在音量上较低，但是部分遮蔽器的存 在使得总的声音环境近似相同。本发明通过向受检者提供耳鸣抑制声音来抑制耳鸣(所述 耳鸣抑制声音可以是外部声学声音或电耳蜗或对应于期望耳鸣抑制声音的神经刺激)。耳 鸣抑制声音可以在音量上比耳鸣更低，并且将基本上或完全消除受检者对耳鸣的感觉。结 果，受检者仅听到较低音量的抑制声音。因为这样的抑制声音可能比耳鸣更柔和，所以通过 使用本发明总的声音环境可能会被降低。图2示出本发明的耳鸣抑制方法的一个示例的流程图。在该方法中，可以可选择 地获得针对主观性耳鸣的响度和声调而匹配的音调。通过将外部音调给予受检者来获得这 样的耳鸣匹配音调，其中命令所述受检者调节音调的幅度和频率以与所感觉到的耳鸣的响 度和声调匹配。如果耳鸣是单侧的，则最佳地将外部音调给予耳鸣耳朵对侧的耳朵，或者如 果耳鸣是双侧的，则最佳地将外部音调给予具有最少量听觉损失的耳朵。此外，通过双界定 (double-bracketing)过程最准确地获得耳鸣匹配音调，在该双界定过程中最初给予的外 部音调的幅度比所感觉到的耳鸣响度更柔和，然后更响；更柔和且更响的幅度范围被减小 直到外部音调正好明显比所感觉到的耳鸣响度更柔和或更响。外部音调正好明显更柔和和 更响的平均值是匹配耳鸣响度。一旦获得匹配耳鸣响度，外部音调的频率就会变成比所感 觉到的耳鸣声调低得多和高得多。类似地，频率范围被减小直到外部音调正好明显比所感 觉到的耳鸣声调更低或更高。外部音调的明显更低和更高频率的平均值是匹配耳鸣声调。其次，选择耳鸣抑制声音(其可以具有匹配的响度和声调)以供受检者使用。这 可以以任何适当的方式完成。例如，受检者可以(例如通过头戴式耳机)听到一系列声音， 并且选择他或她感觉为与所感觉到的耳鸣相同或高度相似的特定声音。然后将该所选声音 用作耳鸣抑制声音。另一个示例将是利用预先选择的耳鸣抑制声音，所述预先选择的耳鸣 抑制声音已由抑制大量受检者的耳鸣的先前经验确定。耳鸣抑制声音可以是幅度或频率调 制声音。在已选择了耳鸣抑制声音之后，在一系列治疗中将其递送给受检者或将其连续地 递送给受检者以实现对该受检者的耳鸣的抑制。如将在下面更详细描述的那样，可以以 声学声音(例如经由扬声器、耳机、头戴式耳机、耳塞式耳机、耳道插入扬声器等等)形式 或者作为电刺激将耳鸣抑制声音递送给耳蜗、听觉神经或大脑的适合区。在上面结合的 (Hochmair等人的)美国专利申请公开2007/0203536中描述了可以用来递送本发明的耳鸣 抑制治疗的可植入电极和耳蜗植入的非限制性示例。可选地，可以改变耳鸣抑制声音或耳鸣抑制声音的至少一个分量或变量以优化受 检者的耳鸣被抑制到的程度。而且，可选地，耳鸣抑制声音的响度可以被调节成比耳鸣更柔和，从而使得受检者 避免遭受不必要高的感觉到的声音环境。可以将耳鸣抑制声音作为声学声音或作为电刺激 (例如经由耳蜗植入递送的电刺激)来递送。而且，可选地，当期望终止耳鸣抑制声音时(例如在特定治疗时段结束时)，声音可以被逐渐关掉，从而产生降低耳鸣抑制声音响度的抵消渐变(offset ramp)以消除耳鸣 的突发回弹(rebound)。图2A以图形示出耳鸣遮蔽和耳鸣抑制之间的差异。利用完全遮蔽，将听不到耳 鸣，但是遮蔽器将比耳鸣更响。对于部分遮蔽，遮蔽器比耳鸣更柔和，降低了耳鸣的感觉，但 是整个声音水平(遮蔽器加上耳鸣)与单独耳鸣的相似。对于抑制，给予比耳鸣更柔和但 是完全消除耳鸣的感觉的声音。整个水平将比单独耳鸣的要低。本发明包括抑制耳鸣的声音递送设备和方法。该设备是可用来递送具有与耳鸣互 补特性的声音的任何设备。可以声学地经由音频设备(例如具有(一个或多个)扬声器的 立体声或单声道声音发射设备(例如扬声器、(一个或多个)耳机、(一个或多个)头戴式 耳机等等))或者电学地经由电极或电极阵列(例如针状电极、耳植入、耳蜗植入等等)递 送这样的声音。该声音可以是静态的或动态的，其包括纯音、滴答声串(click train)、幅 度调制和频率调制的声音以及语音和音乐。该声音通常将包括长的抵消渐变以减少或消除 抑制之后耳鸣的回弹。回弹被限定为遮蔽或抑制耳鸣的声音之后所感觉到的耳鸣水平的增 加。此外，根据本发明，提供了为受检者的大脑提供与耳鸣互补的声音输入从而抑制 耳鸣的设备和方法。本发明的一个优点是它可以提供不必与所感觉到的耳鸣声音一样 响的外部声音，并且实际上所述外部声音可以比所感觉到的耳鸣声音柔和得多或者几乎 不能听到，尽管如此但仍可以抑制耳鸣。可以利用生物反馈处理器来优化对这种抑音器 (suppressor sound)的探索。本发明的一个目的是经由定制且模式化的声或电刺激来递送完全抑制耳鸣的高 效且低成本的装置。申请人的方法是在所选的一组患者(他们的耳鸣不能通过当前传统的 方法控制)中识别这些定制的且模式化的声和电刺激。尽管这种机制是不清楚的，但是假 设存在唯一的声或电的外部刺激以抑制每个患者的耳鸣。基于申请者的数据，这样的唯一 刺激能够高效抑制耳鸣并且以完全不同于遮蔽的机制操作。为了使传统遮蔽器变得高效， 需要具有与耳鸣相似的时间和频谱属性。对于本抑制器来说，它趋于具有与耳鸣互补的属 性，例如低声调声音可以用来抑制高声调耳鸣。本发明的另一个目的是提供一种用于研究并阐明潜在的耳鸣和耳鸣抑制的机制 的装置以及识别耳鸣的客观性标记(objective marker)。示例 1在该示例中，识别并测试两个患有单侧连续高水平耳鸣的成年人。受检者ASl患 耳鸣2. 5年，在SkHz处有50dB的中级损失，将该耳鸣分级为10响度中的7，并且将耳鸣与 对侧耳朵中的8kHz、70dB SPL纯音相匹配。因此，ASl是种类1单侧高级(见图1)。受检 者AS2患耳鸣1. 5年，在4-8kHz处有25_40dB的听觉损失，将该耳鸣分级为10中的5，并且 将该耳鸣与对侧耳朵中的7kHz、69dB SPL纯音相匹配。AS2是种类1单侧中级。图3示出根据声音持续时间对耳鸣和外部声音二者的响度估计。在80dB SPL处 给予的8kHz音调可以完全遮蔽ASl的耳鸣(上面的左面板)。在60dB SPL处给予的8kHz 音调可以部分遮蔽从7到4响度的耳鸣(中间的左面板)。然而，对于在60dB SPL处给予 的相同音调(2响度)，如果利用80Hz正弦曲线来幅度调制，其可以完全抑制耳鸣(下面的 左面板)。除了持续高达30分钟的显著残余抑制之外受检者AS2示出相似的模式。
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图4估计耳鸣和声音的总响度以便比较遮蔽对抑制的效果。虚线表示耳鸣的初 始水平并且用来示出整体感觉是较高的还是较低的。在全遮蔽中，在存在刺激期间感觉是 较高的，因为以下事实声音需要比耳鸣更响。对于部分遮蔽，在存在期间整个水平大致与 耳鸣相等。受检者AS2在抵消之后具有较低的声音，这是因为额外的残余抑制(residual inhibition) 0利用抑制，在存在声音期间整个水平被降低。底部的线就是该抑制，其可以 是降低受检者所感觉到的耳鸣和外部声音的整个响度的可行治疗。换句话说，我们可以利 用柔和得多的且有希望舒适得多的外部声音来代替耳鸣。理想地，我们想找到低于阈值的 或者可以完全适应同时仍能高效地完全抑制耳鸣的外部刺激。目前，80Hz幅度调制的声音 表示对已购买Ipod并且下载这种调制声音的8小时版本以每天减轻他的耳鸣的ASl的最 佳选择。在该示例中的是从2004年6月患有单侧听觉损失(右耳)(即不平衡且衰弱性的 耳鸣)的47岁的男性受检者。他接受Clarion HiRes90K耳蜗植入设备(在他右耳中以控 制耳鸣)。据报道受检者没有从装载在Auria处理器中的HiRes序列策略中解脱。通过匹 配右耳中的耳鸣和递送到他健康耳朵的声音(左耳中的正常听觉)来测量耳鸣质量，并且 耳鸣质量主要包括来自70-90dB SPL处的500-8000Hz的带通噪声以及断断续续的较高频 率分量。他是种类2单侧高级。为了测试现有技术中所看到的效果，利用5000Hz脉冲串来刺激该受检者。测试顶 端和基部以及单极和双极配置。脉冲宽度是53. 9us/phase0使用位于耳蜗植入设备的内部 接收器上的一个耳蜗内电极和一个参考电极(Advanced Bionics，Valencia，CA的Clarion HiRes 90K耳蜗植入)来递送单极刺激，其指示电流将具有宽的刺激区。使用两个相邻耳蜗 内电极来递送双极刺激，其指示刺激区域将被严格得多地限制。可以使用研究接口和软件 (Advance Bionics Corp. ，Valencia，CA 的 Bionic Ear Data Collection System-BEDCS) 来生成并递送电刺激。图5示出单极顶端状况并且表明当刺激产生完全适应时，对该受检者的耳鸣没 有看到影响。每30秒使用连续响度估计来测量响度适应(参见Tang，Liu和Zeng JARO 2006)。对于所有高速率刺激看到相似的结果。另一方面，图6示出低速率刺激(100Hz)产生很小的适应或不产生适应，但是其能 完全抑制他的耳鸣。观察到在电刺激的抵消处并且持续达大约1分钟的基线耳鸣之上40% 的增加(“回弹”)。申请人:还发现高效抑制器需要临界速率(20-130HZ)、临界位置(一些最顶端的电 极)以及临界水平(必须是至少10响度中的2)。高效低速率刺激的脉冲宽度是107. Sus/ phase。在自发和事件相关引起的潜在性两方面的客观测量也示出了与耳鸣的存在和不存 在有关的差异。申请人:已使用他的临床语音处理器产生了相似声音，所述临床语音处理器也导致 高效耳鸣抑制。患者已每天使用这样改进的处理器以减轻他的耳鸣。结果，该患者停止服 用针对他耳鸣的药物。这些数据示出抑制和掩蔽之间的基本差异。理想地，有前景的结果可以被推广给 广泛的患者。测试刺激
对于声抑制，使用(Tucker-Davis Technologies, Inc. , Alachua, Florida 的) Tucker-Davis技术(TDT)系统III数字地生成声音并且通过头戴式耳机来递送该声音。将 以44，IOOHz采样率来使用16位D/A转换器。2. 5ms的渐变将应用于所有刺激以避免频谱 飞散(spectral splatter) 0刺激将包括从20Hz到IOkHz的纯音、正弦幅度调制(SAM)音 调(中心频率为IOOHz到IOkHz，并且调制频率从0. 5Hz到25%的中心频率)、和不同截止 频率处的带通噪声。将使用这样的水平，该水平从刚刚可听得到至足够响以完全遮蔽。耳蜗植入的受检者将使他们内部接收器直接连接到研究接口以使他们的外部语 音处理器旁路(bypass)。尽可能将电刺激作为脉冲串或电正弦曲线(electric sinusoid) 来递送(例如 Advanced Bionics, Valencia, California 的 Bionic Ear Data Collection System-BEDCS)。将测试从10到10，OOOpps的刺激速率、从顶点到底部(base)的所有电极 以及从0. 5Hz到载波脉冲速率的25%的包络调制速率。将使用与声学刺激一致的水平。在 递送到受检者之前通过示波器来验证刺激以确认准确性。测试过程如果受检者具有正常或某些程度的残余听觉，则将根据响度和声调来使耳鸣与外 部刺激相匹配。这通过将低声调(100Hz)或高声调(10000Hz)给予单侧耳鸣中的对侧耳朵 或双侧耳鸣中的具有较柔和耳鸣的耳朵来完成。要求受检者识别声调比他们的耳鸣高还是 低。调节频率直到它被视为匹配或非常接近为止。如果声音质量与纯音差异太大难以保证 匹配，则要求受检者描述声音并且将使用宽带或窄带噪声或幅度调制或频率调制来尝试另 一匹配。然后调节水平以匹配耳鸣和外部刺激之间的响度。如果需要准确匹配，PI已开发 并且使用双阶梯(double-staircase)自适应过程(Zeng和Turner 1991)。要求受检者要对1-10分级量表熟悉，其中1是阈值，6是最舒服的水平(MCL)，且 10是响度上限(ULL)。受检者在任何声或电给予之前报告他们的耳鸣水平。给予刺激并且 要求受检者以20秒的间隔报告所给予的声音响度和他们的耳鸣水平。将要求受检者试图 做出不因之前的响应而有偏见的响度的独立报告。如果在存在刺激的情况下受检者不能识 别他们的耳鸣，则将分配零值。将给予声音达3到6分钟。在刺激抵消之后作出长达1到 4分钟的报告以测量残余抑制的持续时间和存在。潜在问题和替换策略在至少某些受检者中，在本发明的声或电耳鸣抑制声音的抵消之后会出现耳鸣回 弹增加。在某些情况下，当使用抑制器8小时以上时，回弹会持续数个小时。一种减轻回弹 的方法是在抑制器中产生近似一分钟的抵消渐变。抵消渐变在1分钟或更长的时段内逐渐 降低耳鸣抑制声音的幅度。上述与事件相关引起的潜在性可以被用来得到耳鸣“签名(signature) ”，所述耳 鸣“签名”可以用来客观地识别耳鸣的存在和不存在。申请人已发现N 100可以是这样的 签名。客观的耳鸣签名的识别对耳鸣治疗效果的评估以及儿童耳鸣的诊断和动物耳鸣模型 的开发都很重要。应该认识到，已在上文中参考本发明的某些示例或实施例描述了本发明，但是在 不偏离本发明的预期精神和范围的情况下可以对这些示例和实施例做出各种添加、删除、 改变和修改。例如，一个实施例或示例的任何元素或属性可以与另一个实施例或示例相结 合或一起使用，除非另外指出如果这样做将会呈现出对其预期使用来说不适合的实施例或
10示例。而且，已以特定顺序描述或列出了方法或过程的步骤，但是这些步骤的顺序可以改 变，除非另外指出或者除非这样做将会呈现出对其预期目的来说不可行的方法或过程。所 有合理的添加、删除、修改和替换都可以看作所述示例和实施例的等同物，并且被包括在下 面权利要求的范围内。
权利要求
一种用于治疗人类或动物受检者的耳鸣的方法，所述方法包括步骤A)使得受检者感觉到完全或部分抑制受检者的耳鸣的耳鸣抑制声音。
2.根据权利要求1所述的方法，其中受检者选择他或她感觉到为与耳鸣相同的声音， 并且耳鸣抑制声音是与所选声音互补的声音。
3.根据权利要求1所述的方法，其中耳鸣抑制声音是先前已确定为抑制大量受检者的 耳鸣的声音。
4.根据权利要求1所述的方法，其中受检者感觉到的耳鸣抑制声音比耳鸣更柔和，从 而降低了受检者感觉到的声音环境。
5.根据权利要求1所述的方法，还包括步骤B)改变耳鸣抑制声音的至少一个变量以优化受检者的耳鸣被抑制到的程度。
6.根据权利要求5所述的方法，其中所述方法还包括使耳鸣抑制声音的响度和声调与 耳鸣的响度和声调相匹配。
7.根据权利要求1所述的方法，其中耳鸣抑制声音是已与受检者的耳鸣相匹配的高频 音调，并且其中步骤B包括使用低频音调来幅度调制或频率调制该耳鸣抑制声音。
8.根据权利要求1所述的方法，其中将耳鸣抑制声音作为声学声音来递送。
9.根据权利要求1所述的方法，其中经由耳蜗植入将耳鸣抑制声音作为电刺激来递送。
10.一种用于抑制人类或动物受检者的耳鸣的设备，所述设备包括使得受检者感觉到 耳鸣抑制声音的装置，所述耳鸣抑制声音导致受检者的耳鸣的抑制。
11.根据权利要求10所述的设备，其中受检者感觉到在音量上比耳鸣更低的耳鸣抑制声音。
12.根据权利要求10或11所述的设备，其中该设备将耳鸣抑制声音作为声学声音来递送。
13.根据权利要求10或11所述的设备，其中该设备经由耳蜗植入将耳鸣抑制声音作为 电刺激来递送。
14.根据权利要求10或11所述的设备，还包括用于改变耳鸣抑制声音的至少一个变量 以便优化受检者的耳鸣被抑制到的程度的装置。
全文摘要
用于治疗人类或动物受检者的耳鸣的方法和设备，其中使得受检者感觉到完全或部分抑制受检者的耳鸣的耳鸣抑制声音。在该方法的一些实施例中，受检者选择他或她感觉到为与耳鸣相同的声音，并且然后该声音(或者与受检者所感觉到的耳鸣互补的类似声音)被用作耳鸣抑制声音。在其它实施例中，耳鸣抑制可以是先前已确定为抑制大量受检者的耳鸣的声音。
文档编号A61M21/00GK101939041SQ200880126294
公开日2011年1月5日 申请日期2008年12月5日 优先权日2007年12月5日
发明者F-G·曾, J·A·凯罗尔, Q·唐 申请人:加州大学评议会