專利名稱：用于抑制耳鳴的設備和方法
技術領域：
本發明總體上涉及生物醫學設備和方法，并且更特別地涉及可用于治療耳鳴的設 備和方法。
背景技術：
耳鳴是在沒有相應的外部聲音時感覺到聲音。耳鳴可能由受傷、感染或巨大聲音 的重復轟擊所導致，并且可以出現于一只或兩只耳朵。盡管因其高聲調(high-pitch)的響 聲而聞名，耳鳴是在其聲調和頻率方面變化的內部噪聲。所感覺到的聲音可以從安靜的背 景噪聲變化到大到足以蓋過所有外部聲音的信號。耳鳴影響大約5千萬美國人或約占總人口的15%。沒有有效的減輕耳鳴的治療。 現有技術已包括試圖遮蔽(mask)耳鳴的設備和方法。General Hearing和另外一些公司制造可以生成聲音的耳機。對遭受輕度耳鳴的 人來說遮蔽方法很有效，但是對遭受大聲的耳鳴的人來說該方法無效，因為為了遮蔽耳鳴， 外部的聲音必須比耳鳴要大。存在諸如藥物、外科手術、心理療法以及遮蔽之類的一些治療，但是沒有一個持續 有效，并且可能有嚴重的負面影響。在這里我們提出使用聲音來抑制(suppress)耳鳴。與 之前的遮蔽方法不同，其使用了通常比耳鳴更大聲并且具有類似于耳鳴的聲調質量的外部 聲音，我們提出使用可能比耳鳴更柔和并且具有不同于耳鳴的聲調質量的優化聲音。之前 的遮蔽設備和本抑制方法之間的另一個顯著差異是遮蔽效果是瞬時的，而本抑制方法通常 要花時間來發展和衰減。聲音可以經由音頻設備(例如MP3播放器、ip0d 設備或其它聽 力設備(ear device))聲學地遞送或者經由臨時或永久植入物電學地遞送。特別地，針對疾病或其并發癥的各種藥物療法已用于治療耳鳴。耳鳴通常與焦慮 和抑郁相關。這種狀況是否會引起心理困擾或者耳鳴是否對具有心理障礙的人更普遍仍處 于爭辯中。已建議使用三環抗憂郁藥來治療潛在的心理問題，而不是直接治療耳鳴。一些 研究已證實使用靜脈注射(IV)利多卡因的給藥方法顯著減少耳鳴強度，但是利用諸如妥 卡尼之類的類似口服藥不會再現這樣的效果。利多卡因的靜脈注射給藥方法是不現實的方 法，因為它具有短半存留期和嚴重的負面影響。諸如卡馬西平、阿普唑侖、巴氯酚、倍他司汀 和桂利嗪之類的其它藥劑作為可能的耳鳴治療已經加以研究，但結果不一致。在安慰劑控 制研究中已示出選擇性5-羥色胺再攝取抑制劑沒有益處或有微不足道的益處。
現有技術的耳鳴遮蔽設備將連續低水平噪聲或音調遞送給耳朵，這導致耳鳴掩 飾。已示出使用這種設備降低了耳鳴嚴重度。Neuromonics耳鳴治療方法是一種將聲音刺 激和結構化的咨詢程序相結合的新方法。設備輸出是為每個個人的聽覺分布(profile)構 造的寬帶刺激。三個臨床試驗報道使用這種治療方法一般會改進患者生活的質量。助聽器 也通過放大外部聲音刺激從而減少了耳鳴存在的知覺來準許減輕部分或全部耳鳴。助聽器 通常被嘗試作為耳鳴患者出現聽覺損失時的第一線治療。助聽器也可以與聲音發生器結合 使用，這會增加成功率。在上世紀八十年代末期，提出了耳鳴的神經生理模型，然后它引出了被稱為耳鳴 再訓練療法(TRT)的新治療方法的開發。TRT包括咨詢(counseling)連同將低水平恒定 白噪聲遞送給患者(一只或兩只)受到影響的耳朵。聲音通常導致患者的聽覺系統習慣耳 鳴，因此減少了患者對他們狀況的知覺。成功率在不同的患者間不同。TRT需要一到兩年的 治療以便有效地管理耳鳴。在之前的研究中已發現耳蝸植入是有效的，它降低了 28%到79%患有雙耳重感 覺神經聽覺損失患者的耳鳴。報道9%的患者在耳蝸植入之后耳鳴加重了。耳蝸植入在減 少耳鳴方面的成功已引起其它形式的電刺激，包括耳蝸的經鼓膜刺激、前庭耳蝸神經刺激 以及聽覺皮層的經顱磁刺激。最近的研究已示出當被高速率脈沖串刺激時，1/3的耳蝸植入 用戶以及5/11(45%)的經鼓膜受檢者示出基本或完全耳鳴減輕。除此之外，給出低于閾值 的外部感覺或者在短時間段內外部感覺減小到低于閾值以下。這是耳鳴患者的理想情況， 因為結果不會感覺到耳鳴和外部刺激。回顧文獻，提出單側耳蝸植入使用與67%的患者的 對側耳鳴降低相關。表明耳蝸植入的效果是因為用新感覺到的或來自聽覺神經的電刺激的 周圍聲音遮蔽了耳鳴。引起耳鳴復雜性的機制不清楚，并且對這種狀況的醫治仍難以捉摸。 普遍療法通常針對主觀性耳鳴的中心源或周圍源，該主觀性耳鳴被限定為在沒有明顯的器 官原因的情況下僅患者可感覺的聲音。實際上最有可能包括這二者的組合，其中周圍損傷 和病變導致中樞神經系統的功能和體系結構變化。(Hochmair等人的)美國專利申請公開2007/0203536描述了耳蝸植入設備以及可 用來遞送耳鳴治療的其它可植入設備。通過參考將美國專利申請公開2007/0203536的整 個公開內容明確地結合于此。(Choy的)美國專利No. 7，347，827描述了單頻耳鳴患者治療 裝置和過程，其中聲稱通過利用外部生成的聲音實現了相位消除效應，所述外部生成的聲 音由單頻耳鳴患者主觀選擇以在音調和響度兩方面與他或她的耳鳴聲音匹配。該主觀選擇 的在音調和響度方面與患者的耳鳴聲音匹配的外部生成的聲波(i)通過多個相位偏移串 步驟連續相位偏移總共至少180度或者(ii)可替換地在基本單個步驟運動中直接相位偏 移到180度，互易異相(out-of-phase reciprocal)，從而消除了與患者確定的耳鳴音調的 關系。連續步驟的相位偏移音調或直接相位偏移音調被應用于耳鳴患者以實現消除或減輕 患者的耳鳴。通過參考將(Choy的)美國專利No. 7，347，827的整個公開明確地結合于此。諸如在(Choy的)美國專利No. 7，347，827中所描述的相位消除技術在治療耳鳴 中不是最有效的。大多數耳鳴具有高頻(> 1000Hz)，盡管也存在一些低頻耳鳴病例。然 而，即使患者的耳鳴是低頻的，相位消除技術可能也是低效率的或者不是最適宜的，因為所 感覺到的耳鳴聲音是神經脈沖而不是聲學聲音，并且不能通過倒相來從物理上或從外部消 除。從生理學方面來說，所有的聲音都將在耳蝸中被半波整流并且變成神經系統中的數字
4狀脈沖(被稱為動作電位)。異相外部聲音將添加而不是消除內部生成的耳鳴。大多數患者在感覺神經聽覺損失的情況下出現耳鳴，因此假定耳鳴源于耳蝸周 圍。噪聲損傷導致靜纖毛和表皮層中的結構蛋白的分子變化。響應于聲音，胞漿鈣水平顯著 增加，從而潛在干擾了正常毛細胞的功能。漸進損害導致基底膜的某些區域中的毛細胞的 完全損壞。異常的聽覺信號出現在毛細胞損失區周圍，即導致感覺到聲音的邊緣效應。此 外，在安靜時期，聽覺神經纖維自發地活動，導致神經遞質釋放。自發活動的損失可以導致 異常中心聽覺活動，它將被感覺為聲音。作為耳鳴原因的邊緣效應和聲音輸入的缺乏可以 解釋通常在之后的耳蝸植入中看到的耳鳴的減少。已在較近期的研究中示出了通過對聽覺 患者和耳聾患者的電刺激來抑制耳鳴。另一方面，不是所有具有聽覺損失的患者都經受耳鳴，并且不是所有耳鳴患者都 有聽覺損失。聽覺神經的切除會導致耳鳴，從而表明中心病因。耳鳴患者的正電子發射斷層 掃描(PET)成像示出在Brodmarm區21、22并且在可能的42中的單側神經活動。通過服用 利多卡因(耳鳴的公知抑制物質)來降低這些影響。不管哪只耳朵被刺激，聲音都引起的 雙側活動。響應于面部運動而經受耳鳴的患者顯示腦血流的單側變化。在耳鳴期間使用單 光子發射計算機斷層掃描(SPECT)成像的另一個研究示出右聽覺皮層中的信號增加16%， 且左聽覺皮層中的信號增加5%，而噪聲引起雙側變化。通過服用利多卡因來消除這種影 響。活動模式的差異支持耳鳴的中心生成理論。這種解釋與動物耳鳴模型一致，該動物耳鳴模型示出噪聲或順氯氨鉬 (cisplatin)暴露之后耳蝸背側核(DCN)的自發活動的變化。消融受損耳蝸之后這樣的活 動過度仍持續，從而表明盡管周圍損傷可能刺激DCN變化，但是中心活動過度與周圍輸入無關。根據嚴重程度并且如果存在聽覺損失的情況下耳鳴可以被分成三個種類。種類0 被表征為對患者生活影響很小的耳鳴。種類1和2被用來描述對生活有很大影響的耳鳴， 其中種類2指示存在伴隨耳鳴的主觀聽覺損失。對于我們的研究來說，遵循這種規定，但是 定義了基于響度的第二參數。每個受檢者將響度參數確定為低級、中級或高級。在十點量 表(scale)上，1是最低聲音(閾值)，而10是響度的上限，低級是0到3，中級是3到6，且 高級是6到10。采用仔細的測量來確保每個受檢者理解他們正對響度進行分級而不會令人 討厭。本專利申請的圖1是耳鳴嚴重程度分類和典型耳鳴患者族群的圖形表示。種類0 中的患者尋求耳鳴治療的可能性最小。具有低水平響度的種類1和2的患者可能要接受 TRT的幫助。已示出TRT有助于緩解大多數患者(72. 5% )，但是就他們工作和睡覺的能力 來說只對非常小百分比的患者有益，即就工作來說是25. 5 %，就睡覺來說是47 %。目前，具 有高水平響度的種類1和2的患者通常被剩下來而沒有有效的治療方法。仍存在對開發治療耳鳴的新設備和方法的需要。

發明內容
本發明提供用于抑制耳鳴而不是僅僅遮蔽它的方法和設備。根據本發明的一個方面，提供一種用于治療人類或動物受檢者的耳鳴的方法，該 方法包括使得受檢者感覺到完全或部分抑制受檢者的耳鳴的耳鳴抑制聲音的步驟。在該方法的一些實施例中，受檢者選擇他或她感覺到為與耳鳴相同的聲音，并且然后該聲音(或 者與受檢者所感覺到的耳鳴互補(complementary)的相似聲音)被用作耳鳴抑制聲音。在 該方法的其它實施例中，耳鳴抑制可以是先前已確定為抑制大量受檢者的耳鳴的聲音。在 該方法的一些實施例中，受檢者感覺到耳鳴抑制聲音比耳鳴更柔和，從而降低了受檢者感 覺到的聲音環境。在該方法的一些實施例中，改變耳鳴抑制聲音的至少一個變量以優化受 檢者的耳鳴被抑制到的程度。可以將耳鳴抑制聲音作為聲學聲音或電刺激(例如經由耳蝸 植入而遞送的電刺激)來遞送。此外，根據本發明，提供一種用于抑制人類或動物受檢者的耳鳴的設備，這樣的設 備包括使得受檢者感覺到耳鳴抑制聲音的裝置，所述耳鳴抑制聲音導致受檢者的耳鳴的抑 制。在該設備的一些實施例中，設備可以包括使得受檢者能夠聽到許多聲音并且選擇他或 她感覺到為與耳鳴相同的特定聲音的裝置，并且該設備其后播放所選聲音或與所選聲音互 補的另一聲音作為耳鳴抑制聲音。在該設備的其他實施例中，耳鳴抑制聲音可以是先前已 確定為抑制大量受檢者的耳鳴的聲音。在該設備的一些實施例中，將播放耳鳴抑制聲音以 使得受檢者感覺到的耳鳴抑制聲音比耳鳴更柔和，從而降低了受檢者感覺到的聲音環境。 在該設備的一些實施例中，改變耳鳴抑制聲音的至少一個變量以優化受檢者的耳鳴被抑制 到的程度。這可以使用生物反饋處理器或其他適當的裝置來完成。該設備可以遞送耳鳴抑 制聲音，該耳鳴抑制聲音可被作為聲學聲音(例如聲音播放設備和(一個或多個)揚聲器 或(一個或多個)耳機)或電刺激(例如通過插入或植入電極、電極陣列或耳蝸植入而將 信號遞送給受檢者的電信號生成或遞送設備)而遞送。在閱讀下面闡述的詳細描述和示例之后，本領域技術人員將會理解本發明的其他 方面、細節、目的、元件、步驟和優點。


圖1是耳鳴嚴重程度分類和典型耳鳴患者族群的圖形表示。圖2是示出本發明方法示例的流程圖。圖2A是示出耳鳴遮蔽和耳鳴抑制之間的差異的圖形圖示。圖3是響度水平和持續時間的關系的復合圖，其根據下面示例1中治療的兩個受 檢者中的每一個中的聲音持續時間估計耳鳴和外部聲音二者的響度。圖4是響度水平和持續時間的關系的復合圖，其估計耳鳴和耳鳴抑制或遮蔽聲音 的總響度以便比較下面示例1中治療的兩個受檢者中的每一個的遮蔽對抑制的效果。圖5是響度估計和時間的關系的復合圖，其示出單極頂端(apical)狀況并且表明 當刺激產生完全適應時，看到對下面示例1中治療的受檢者之一的耳鳴沒有影響。圖6示出低速率刺激(IOOHz)產生很少的適應或不產生適應但能完全抑制他的耳 鳴。
具體實施例方式本發明所參考的附圖和下面詳細的描述意圖描述本發明的一些示例或實施例，但 未必是全部示例或實施例。所描述的實施例在所有方面僅被認為是說明性的而非限制性 的。這樣的詳細描述和附圖的內容不會以任何方式來限制本發明的范圍。
如在現有技術中一樣，當耳鳴被遮蔽時，耳鳴聲音被音量上等于或高于耳鳴聲音 的遮蔽聲音(例如白噪聲或帶通噪聲)掩蓋。因此，當耳鳴被遮蔽時，受檢者的聲音環境與 單獨聽他們的耳鳴一樣響或更響，因為遮蔽聲音在音量上必須至少等于耳鳴聲音，以便完 全掩蓋耳鳴聲音。如果遮蔽器所給出的比耳鳴更安靜，則出現被稱為部分遮蔽的情況。如名 稱所指示的那樣，這時耳鳴被部分掩蓋所以它看起來在音量上較低，但是部分遮蔽器的存 在使得總的聲音環境近似相同。本發明通過向受檢者提供耳鳴抑制聲音來抑制耳鳴(所述 耳鳴抑制聲音可以是外部聲學聲音或電耳蝸或對應于期望耳鳴抑制聲音的神經刺激)。耳 鳴抑制聲音可以在音量上比耳鳴更低，并且將基本上或完全消除受檢者對耳鳴的感覺。結 果，受檢者僅聽到較低音量的抑制聲音。因為這樣的抑制聲音可能比耳鳴更柔和，所以通過 使用本發明總的聲音環境可能會被降低。圖2示出本發明的耳鳴抑制方法的一個示例的流程圖。在該方法中，可以可選擇 地獲得針對主觀性耳鳴的響度和聲調而匹配的音調。通過將外部音調給予受檢者來獲得這 樣的耳鳴匹配音調，其中命令所述受檢者調節音調的幅度和頻率以與所感覺到的耳鳴的響 度和聲調匹配。如果耳鳴是單側的，則最佳地將外部音調給予耳鳴耳朵對側的耳朵，或者如 果耳鳴是雙側的，則最佳地將外部音調給予具有最少量聽覺損失的耳朵。此外，通過雙界定 (double-bracketing)過程最準確地獲得耳鳴匹配音調，在該雙界定過程中最初給予的外 部音調的幅度比所感覺到的耳鳴響度更柔和，然后更響；更柔和且更響的幅度范圍被減小 直到外部音調正好明顯比所感覺到的耳鳴響度更柔和或更響。外部音調正好明顯更柔和和 更響的平均值是匹配耳鳴響度。一旦獲得匹配耳鳴響度，外部音調的頻率就會變成比所感 覺到的耳鳴聲調低得多和高得多。類似地，頻率范圍被減小直到外部音調正好明顯比所感 覺到的耳鳴聲調更低或更高。外部音調的明顯更低和更高頻率的平均值是匹配耳鳴聲調。其次，選擇耳鳴抑制聲音(其可以具有匹配的響度和聲調)以供受檢者使用。這 可以以任何適當的方式完成。例如，受檢者可以(例如通過頭戴式耳機)聽到一系列聲音， 并且選擇他或她感覺為與所感覺到的耳鳴相同或高度相似的特定聲音。然后將該所選聲音 用作耳鳴抑制聲音。另一個示例將是利用預先選擇的耳鳴抑制聲音，所述預先選擇的耳鳴 抑制聲音已由抑制大量受檢者的耳鳴的先前經驗確定。耳鳴抑制聲音可以是幅度或頻率調 制聲音。在已選擇了耳鳴抑制聲音之后，在一系列治療中將其遞送給受檢者或將其連續地 遞送給受檢者以實現對該受檢者的耳鳴的抑制。如將在下面更詳細描述的那樣，可以以 聲學聲音(例如經由揚聲器、耳機、頭戴式耳機、耳塞式耳機、耳道插入揚聲器等等)形式 或者作為電刺激將耳鳴抑制聲音遞送給耳蝸、聽覺神經或大腦的適合區。在上面結合的 (Hochmair等人的)美國專利申請公開2007/0203536中描述了可以用來遞送本發明的耳鳴 抑制治療的可植入電極和耳蝸植入的非限制性示例。可選地，可以改變耳鳴抑制聲音或耳鳴抑制聲音的至少一個分量或變量以優化受 檢者的耳鳴被抑制到的程度。而且，可選地，耳鳴抑制聲音的響度可以被調節成比耳鳴更柔和，從而使得受檢者 避免遭受不必要高的感覺到的聲音環境。可以將耳鳴抑制聲音作為聲學聲音或作為電刺激 (例如經由耳蝸植入遞送的電刺激)來遞送。而且，可選地，當期望終止耳鳴抑制聲音時(例如在特定治療時段結束時)，聲音可以被逐漸關掉，從而產生降低耳鳴抑制聲音響度的抵消漸變(offset ramp)以消除耳鳴 的突發回彈(rebound)。圖2A以圖形示出耳鳴遮蔽和耳鳴抑制之間的差異。利用完全遮蔽，將聽不到耳 鳴，但是遮蔽器將比耳鳴更響。對于部分遮蔽，遮蔽器比耳鳴更柔和，降低了耳鳴的感覺，但 是整個聲音水平(遮蔽器加上耳鳴)與單獨耳鳴的相似。對于抑制，給予比耳鳴更柔和但 是完全消除耳鳴的感覺的聲音。整個水平將比單獨耳鳴的要低。本發明包括抑制耳鳴的聲音遞送設備和方法。該設備是可用來遞送具有與耳鳴互 補特性的聲音的任何設備。可以聲學地經由音頻設備(例如具有(一個或多個)揚聲器的 立體聲或單聲道聲音發射設備(例如揚聲器、(一個或多個)耳機、(一個或多個)頭戴式 耳機等等))或者電學地經由電極或電極陣列(例如針狀電極、耳植入、耳蝸植入等等)遞 送這樣的聲音。該聲音可以是靜態的或動態的，其包括純音、滴答聲串(click train)、幅 度調制和頻率調制的聲音以及語音和音樂。該聲音通常將包括長的抵消漸變以減少或消除 抑制之后耳鳴的回彈。回彈被限定為遮蔽或抑制耳鳴的聲音之后所感覺到的耳鳴水平的增 加。此外，根據本發明，提供了為受檢者的大腦提供與耳鳴互補的聲音輸入從而抑制 耳鳴的設備和方法。本發明的一個優點是它可以提供不必與所感覺到的耳鳴聲音一樣 響的外部聲音，并且實際上所述外部聲音可以比所感覺到的耳鳴聲音柔和得多或者幾乎 不能聽到，盡管如此但仍可以抑制耳鳴。可以利用生物反饋處理器來優化對這種抑音器 (suppressor sound)的探索。本發明的一個目的是經由定制且模式化的聲或電刺激來遞送完全抑制耳鳴的高 效且低成本的裝置。申請人的方法是在所選的一組患者(他們的耳鳴不能通過當前傳統的 方法控制)中識別這些定制的且模式化的聲和電刺激。盡管這種機制是不清楚的，但是假 設存在唯一的聲或電的外部刺激以抑制每個患者的耳鳴。基于申請者的數據，這樣的唯一 刺激能夠高效抑制耳鳴并且以完全不同于遮蔽的機制操作。為了使傳統遮蔽器變得高效， 需要具有與耳鳴相似的時間和頻譜屬性。對于本抑制器來說，它趨于具有與耳鳴互補的屬 性，例如低聲調聲音可以用來抑制高聲調耳鳴。本發明的另一個目的是提供一種用于研究并闡明潛在的耳鳴和耳鳴抑制的機制 的裝置以及識別耳鳴的客觀性標記(objective marker)。示例 1在該示例中，識別并測試兩個患有單側連續高水平耳鳴的成年人。受檢者ASl患 耳鳴2. 5年，在SkHz處有50dB的中級損失，將該耳鳴分級為10響度中的7，并且將耳鳴與 對側耳朵中的8kHz、70dB SPL純音相匹配。因此，ASl是種類1單側高級(見圖1)。受檢 者AS2患耳鳴1. 5年，在4-8kHz處有25_40dB的聽覺損失，將該耳鳴分級為10中的5，并且 將該耳鳴與對側耳朵中的7kHz、69dB SPL純音相匹配。AS2是種類1單側中級。圖3示出根據聲音持續時間對耳鳴和外部聲音二者的響度估計。在80dB SPL處 給予的8kHz音調可以完全遮蔽ASl的耳鳴(上面的左面板)。在60dB SPL處給予的8kHz 音調可以部分遮蔽從7到4響度的耳鳴(中間的左面板)。然而，對于在60dB SPL處給予 的相同音調(2響度)，如果利用80Hz正弦曲線來幅度調制，其可以完全抑制耳鳴(下面的 左面板)。除了持續高達30分鐘的顯著殘余抑制之外受檢者AS2示出相似的模式。
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圖4估計耳鳴和聲音的總響度以便比較遮蔽對抑制的效果。虛線表示耳鳴的初 始水平并且用來示出整體感覺是較高的還是較低的。在全遮蔽中，在存在刺激期間感覺是 較高的，因為以下事實聲音需要比耳鳴更響。對于部分遮蔽，在存在期間整個水平大致與 耳鳴相等。受檢者AS2在抵消之后具有較低的聲音，這是因為額外的殘余抑制(residual inhibition) 0利用抑制，在存在聲音期間整個水平被降低。底部的線就是該抑制，其可以 是降低受檢者所感覺到的耳鳴和外部聲音的整個響度的可行治療。換句話說，我們可以利 用柔和得多的且有希望舒適得多的外部聲音來代替耳鳴。理想地，我們想找到低于閾值的 或者可以完全適應同時仍能高效地完全抑制耳鳴的外部刺激。目前，80Hz幅度調制的聲音 表示對已購買Ipod并且下載這種調制聲音的8小時版本以每天減輕他的耳鳴的ASl的最 佳選擇。在該示例中的是從2004年6月患有單側聽覺損失(右耳)(即不平衡且衰弱性的 耳鳴)的47歲的男性受檢者。他接受Clarion HiRes90K耳蝸植入設備(在他右耳中以控 制耳鳴)。據報道受檢者沒有從裝載在Auria處理器中的HiRes序列策略中解脫。通過匹 配右耳中的耳鳴和遞送到他健康耳朵的聲音(左耳中的正常聽覺)來測量耳鳴質量，并且 耳鳴質量主要包括來自70-90dB SPL處的500-8000Hz的帶通噪聲以及斷斷續續的較高頻 率分量。他是種類2單側高級。為了測試現有技術中所看到的效果，利用5000Hz脈沖串來刺激該受檢者。測試頂 端和基部以及單極和雙極配置。脈沖寬度是53. 9us/phase0使用位于耳蝸植入設備的內部 接收器上的一個耳蝸內電極和一個參考電極(Advanced Bionics，Valencia，CA的Clarion HiRes 90K耳蝸植入)來遞送單極刺激，其指示電流將具有寬的刺激區。使用兩個相鄰耳蝸 內電極來遞送雙極刺激，其指示刺激區域將被嚴格得多地限制。可以使用研究接口和軟件 (Advance Bionics Corp. ，Valencia，CA 的 Bionic Ear Data Collection System-BEDCS) 來生成并遞送電刺激。圖5示出單極頂端狀況并且表明當刺激產生完全適應時，對該受檢者的耳鳴沒 有看到影響。每30秒使用連續響度估計來測量響度適應(參見Tang，Liu和Zeng JARO 2006)。對于所有高速率刺激看到相似的結果。另一方面，圖6示出低速率刺激(100Hz)產生很小的適應或不產生適應，但是其能 完全抑制他的耳鳴。觀察到在電刺激的抵消處并且持續達大約1分鐘的基線耳鳴之上40% 的增加(“回彈”)。申請人:還發現高效抑制器需要臨界速率(20-130HZ)、臨界位置(一些最頂端的電 極)以及臨界水平(必須是至少10響度中的2)。高效低速率刺激的脈沖寬度是107. Sus/ phase。在自發和事件相關引起的潛在性兩方面的客觀測量也示出了與耳鳴的存在和不存 在有關的差異。申請人:已使用他的臨床語音處理器產生了相似聲音，所述臨床語音處理器也導致 高效耳鳴抑制。患者已每天使用這樣改進的處理器以減輕他的耳鳴。結果，該患者停止服 用針對他耳鳴的藥物。這些數據示出抑制和掩蔽之間的基本差異。理想地，有前景的結果可以被推廣給 廣泛的患者。測試刺激
對于聲抑制，使用(Tucker-Davis Technologies, Inc. , Alachua, Florida 的) Tucker-Davis技術(TDT)系統III數字地生成聲音并且通過頭戴式耳機來遞送該聲音。將 以44，IOOHz采樣率來使用16位D/A轉換器。2. 5ms的漸變將應用于所有刺激以避免頻譜 飛散(spectral splatter) 0刺激將包括從20Hz到IOkHz的純音、正弦幅度調制(SAM)音 調(中心頻率為IOOHz到IOkHz，并且調制頻率從0. 5Hz到25%的中心頻率)、和不同截止 頻率處的帶通噪聲。將使用這樣的水平，該水平從剛剛可聽得到至足夠響以完全遮蔽。耳蝸植入的受檢者將使他們內部接收器直接連接到研究接口以使他們的外部語 音處理器旁路(bypass)。盡可能將電刺激作為脈沖串或電正弦曲線(electric sinusoid) 來遞送(例如 Advanced Bionics, Valencia, California 的 Bionic Ear Data Collection System-BEDCS)。將測試從10到10，OOOpps的刺激速率、從頂點到底部(base)的所有電極 以及從0. 5Hz到載波脈沖速率的25%的包絡調制速率。將使用與聲學刺激一致的水平。在 遞送到受檢者之前通過示波器來驗證刺激以確認準確性。測試過程如果受檢者具有正常或某些程度的殘余聽覺，則將根據響度和聲調來使耳鳴與外 部刺激相匹配。這通過將低聲調(100Hz)或高聲調(10000Hz)給予單側耳鳴中的對側耳朵 或雙側耳鳴中的具有較柔和耳鳴的耳朵來完成。要求受檢者識別聲調比他們的耳鳴高還是 低。調節頻率直到它被視為匹配或非常接近為止。如果聲音質量與純音差異太大難以保證 匹配，則要求受檢者描述聲音并且將使用寬帶或窄帶噪聲或幅度調制或頻率調制來嘗試另 一匹配。然后調節水平以匹配耳鳴和外部刺激之間的響度。如果需要準確匹配，PI已開發 并且使用雙階梯(double-staircase)自適應過程(Zeng和Turner 1991)。要求受檢者要對1-10分級量表熟悉，其中1是閾值，6是最舒服的水平(MCL)，且 10是響度上限(ULL)。受檢者在任何聲或電給予之前報告他們的耳鳴水平。給予刺激并且 要求受檢者以20秒的間隔報告所給予的聲音響度和他們的耳鳴水平。將要求受檢者試圖 做出不因之前的響應而有偏見的響度的獨立報告。如果在存在刺激的情況下受檢者不能識 別他們的耳鳴，則將分配零值。將給予聲音達3到6分鐘。在刺激抵消之后作出長達1到 4分鐘的報告以測量殘余抑制的持續時間和存在。潛在問題和替換策略在至少某些受檢者中，在本發明的聲或電耳鳴抑制聲音的抵消之后會出現耳鳴回 彈增加。在某些情況下，當使用抑制器8小時以上時，回彈會持續數個小時。一種減輕回彈 的方法是在抑制器中產生近似一分鐘的抵消漸變。抵消漸變在1分鐘或更長的時段內逐漸 降低耳鳴抑制聲音的幅度。上述與事件相關引起的潛在性可以被用來得到耳鳴“簽名(signature) ”，所述耳 鳴“簽名”可以用來客觀地識別耳鳴的存在和不存在。申請人已發現N 100可以是這樣的 簽名。客觀的耳鳴簽名的識別對耳鳴治療效果的評估以及兒童耳鳴的診斷和動物耳鳴模型 的開發都很重要。應該認識到，已在上文中參考本發明的某些示例或實施例描述了本發明，但是在 不偏離本發明的預期精神和范圍的情況下可以對這些示例和實施例做出各種添加、刪除、 改變和修改。例如，一個實施例或示例的任何元素或屬性可以與另一個實施例或示例相結 合或一起使用，除非另外指出如果這樣做將會呈現出對其預期使用來說不適合的實施例或
10示例。而且，已以特定順序描述或列出了方法或過程的步驟，但是這些步驟的順序可以改 變，除非另外指出或者除非這樣做將會呈現出對其預期目的來說不可行的方法或過程。所 有合理的添加、刪除、修改和替換都可以看作所述示例和實施例的等同物，并且被包括在下 面權利要求的范圍內。
權利要求
一種用于治療人類或動物受檢者的耳鳴的方法，所述方法包括步驟A)使得受檢者感覺到完全或部分抑制受檢者的耳鳴的耳鳴抑制聲音。
2.根據權利要求1所述的方法，其中受檢者選擇他或她感覺到為與耳鳴相同的聲音， 并且耳鳴抑制聲音是與所選聲音互補的聲音。
3.根據權利要求1所述的方法，其中耳鳴抑制聲音是先前已確定為抑制大量受檢者的 耳鳴的聲音。
4.根據權利要求1所述的方法，其中受檢者感覺到的耳鳴抑制聲音比耳鳴更柔和，從 而降低了受檢者感覺到的聲音環境。
5.根據權利要求1所述的方法，還包括步驟B)改變耳鳴抑制聲音的至少一個變量以優化受檢者的耳鳴被抑制到的程度。
6.根據權利要求5所述的方法，其中所述方法還包括使耳鳴抑制聲音的響度和聲調與 耳鳴的響度和聲調相匹配。
7.根據權利要求1所述的方法，其中耳鳴抑制聲音是已與受檢者的耳鳴相匹配的高頻 音調，并且其中步驟B包括使用低頻音調來幅度調制或頻率調制該耳鳴抑制聲音。
8.根據權利要求1所述的方法，其中將耳鳴抑制聲音作為聲學聲音來遞送。
9.根據權利要求1所述的方法，其中經由耳蝸植入將耳鳴抑制聲音作為電刺激來遞送。
10.一種用于抑制人類或動物受檢者的耳鳴的設備，所述設備包括使得受檢者感覺到 耳鳴抑制聲音的裝置，所述耳鳴抑制聲音導致受檢者的耳鳴的抑制。
11.根據權利要求10所述的設備，其中受檢者感覺到在音量上比耳鳴更低的耳鳴抑制聲音。
12.根據權利要求10或11所述的設備，其中該設備將耳鳴抑制聲音作為聲學聲音來遞送。
13.根據權利要求10或11所述的設備，其中該設備經由耳蝸植入將耳鳴抑制聲音作為 電刺激來遞送。
14.根據權利要求10或11所述的設備，還包括用于改變耳鳴抑制聲音的至少一個變量 以便優化受檢者的耳鳴被抑制到的程度的裝置。
全文摘要
用于治療人類或動物受檢者的耳鳴的方法和設備，其中使得受檢者感覺到完全或部分抑制受檢者的耳鳴的耳鳴抑制聲音。在該方法的一些實施例中，受檢者選擇他或她感覺到為與耳鳴相同的聲音，并且然后該聲音(或者與受檢者所感覺到的耳鳴互補的類似聲音)被用作耳鳴抑制聲音。在其它實施例中，耳鳴抑制可以是先前已確定為抑制大量受檢者的耳鳴的聲音。
文檔編號A61M21/00GK101939041SQ200880126294
公開日2011年1月5日 申請日期2008年12月5日 優先權日2007年12月5日
發明者F-G·曾, J·A·凱羅爾, Q·唐 申請人:加州大學評議會