CN1913828B - 耳鸣康复设备和方法 - Google Patents

Abstract

描述了耳鸣方法和设备，它们用于提供缓解给遭受耳鸣的恼人影响的人。可以完全以软件实现该方法，以根据修改所选频率处的音频信号的强度的预定的屏蔽算法来在音谱上修改音频信号。描述了预定的屏蔽算法，其中在舒适的收听等级上提供耳鸣的间歇屏蔽，在音频信号的峰值期间将耳鸣完全阻挡，从而在谷值期间偶尔出现耳鸣的感觉。在实践中，还发现这种间歇屏蔽提供给人立即缓解、控制和放松的感觉，同时使得足够适应耳鸣的感觉和长时间治疗得以发生。有利地，将预定的屏蔽算法特别定制到人的听力测定情况。例如，可以将屏蔽算法部分定制到人的听力损失特征。还描述了结合个人声音再现系统使用的耳鸣康复设备。

Description

耳鸣康复设备和方法

相关申请的交叉参考

本申请要求于2003年12月4日提交的美国专利申请号10/727,036的优先权，在此通过引用整体合并于此。

技术领域

本发明涉及耳鸣康复设备和方法，用于给遭受耳鸣干扰影响的人提供缓解和治疗。更具体地说，本发明不排他地涉及使用耳鸣的间歇屏蔽(masking)的方法和设备。

背景技术

耳鸣是在不存在任何对应外部声音的情况中感觉有声音的现象。它通常被感觉为振铃、蜂鸣、沙沙类型的声音，但是也可以作为跳动、或者敲打感受而被感觉到。大约三分之一经受耳鸣痛苦的人被它严重干扰。连续感觉耳鸣导致失眠、不能放松、神经质(state and trait anxiety)、消沉、甚至在极端情况中导致自杀。通常与耳鸣关联的是听觉过敏(hyperacusis)的感觉，就是对外部声音非常不能忍受，即使较为柔和的日常声音也不行。这种痛苦的情况甚至作为耳鸣的前兆发生，并且被认为具有相同的基本原因。因此，应该将在本文档中所指示的耳鸣理解为包括听觉过敏现象或其他类型的声音不适。

可以用于耳鸣患者的有效治疗方案并不多，在大多数情况中只能建议“你必须学会适应它”。大多数病人发现外部声音比他们的耳鸣更容易被他们忽略。一种减轻方法已经使用助听器设备，其产生一噪声频带以完全屏蔽耳鸣的感觉。已经描述了各种这样的设备，包括产生从1000Hz到5000Hz声音的耳鸣屏蔽器(美国专利No.4,222,393)、病人控制的屏蔽助听器(美国专利No.4,759,070)、产生声谱的屏蔽器(该声谱包含带有从125Hz到20000Hz可调基音的线谱)(美国专利No.5,167,236)、其输出通过频率范围缓慢循环的屏蔽器(美国专利No.5,325,827)、带有带宽选择器功能的屏蔽器(美国专利No.5,403,262)、包括频率响应分析仪和成形(shaping)装置的屏蔽器(美国专利No.5,663,727)。这些屏蔽可以给予多至一半的病人减轻和控制耳鸣的感觉，但是通常没有长期效果。奇高的费用和美观的考虑限制了可以将此作为可行措施的患者的数量。在耳鸣区域中存在对外部声音的听觉损失通常意味着在可以屏蔽耳鸣之前屏蔽噪声需要很吵，令人不快，而且通常觉得这种噪声比耳鸣自己好不了多少。

其他被报导的设备试图使用传送振动(美国专利No.5,692,056)、脉冲的超声波仿真(美国专利6,394,969)或者无线电频率波(例如，“Theraband.TM”)给病人的设备来实现屏蔽，同时其他被报导的设备(例如，美国专利No.5,697,975)试图通过向大脑直接放电来实现模拟。还有另外一种试图通过将处于不可听到的等级的声音刺激发送给病人以提供缓解(PCT WO0170110)。

在过去的十年中，已经发表了对产生耳鸣的神经生理学过程的新认识，强调在痛苦的耳鸣的出现中神经路径的角色以及使用这种神经塑性(neutralplasticity)来保留(retain)其感觉的可能性.已经将这称为“耳鸣保留(tinnitusretaining)疗法”或TRT.在这种技术中，病人被给予强烈的劝告，并且使用在不完全屏蔽耳鸣的音量处的噪音产生器.在一些病人中已经实现了长期减低耳鸣干扰，但是对于这种过程在任何实质性的有益效果发生之前通常需要至少18个月.TRT也只提供对耳鸣的非常少的直接感觉(immediate sense)的缓解，而且不缓解相关的睡眠障碍并且不能放松。

本发明最接近的现有技术是Starkey公司开发的“Silentia Set”，其就是一对助听器设备，在睡觉时经由枕头下面的传导回路从立体声系统无线接受信号。已经使用对高频噪声带(“水声”)、多路重合噪声(babble noise)、交通声音和音乐的记录来使用该系统屏蔽耳鸣，但是Silentia Set的高成本使得许多患者不能使用它。

作为其他现有技术，使用音乐的听觉疗法(audiotherapeutic)技术是由Alfred A.Tomatis开发的Tomatis方法，以及听觉集成训练。虽然没有一种设计方法用于治疗耳鸣，但是这两种技术具有一些类似之处：它们修改音乐用于治疗听觉失调。Tomatis方法使用由Alfred Tomatis所开发的“电子耳”(美国4,021,611)。其来源于关于听觉系统如何工作的非常过时的模型，并且已经由听觉矫治组织(audiological organization)广泛揭露了。听觉集成训练基于Tomatis方法，但是在音量非常大的级别处呈现音乐，其可能导致听觉损伤，而且美国食品和药品管理局已经禁止了使用该技术的设备的进口。

发明内容

开发本发明的目的是提供更加有效的用于耳鸣患者的康复技术和设备，其与当今对有耳鸣症状的听觉系统中的基本病理的理解一致。

在整个说明书中，以这样的认识包含性地使用术语“包括”：可能存在其他特征和/或步骤包括在本发明中，但是在随后限定或者描述的步骤或者特征中没有明确地进行限定或者说明。通过整体阅读说明书，将可以明显地看出可能包括这样的其他特征和/或步骤。

感觉本发明的一个方面，提供一种用于提供缓解给遭受耳鸣的恼人影响的人员的耳鸣康复方法，包括：提供根据预定的屏蔽算法在声谱上修改过的音频信号，该算法被设计来修改在所选择的频率处的音频信号的强度，从而在使用中当人听到在声谱上修改过的音频信号时，其提供对耳鸣的明显屏蔽。

该方法还可以包括：使用计算机传送表示耳鸣患者的听力敏度图(audiogram)的数据；在远端处理听力敏度图数据，并且使用预定的屏蔽算法根据听力敏度图数据产生所需要的均衡响应数据；使用计算机接收所需要的均衡响应数据；以及将所需要的均衡响应数据与表示音频信号的音频数据组合起来以产生在声谱上修改过的音频数据。

根据本发明的另一个方面，提供一种方法，使用计算机提供对在耳鸣康复中所使用的预定屏蔽算法的存取，用于提供缓解给遭受耳鸣的恼人影响的人，包括：在线从用户接收表示遭受耳鸣的人的听力敏度图的数据；使用预定的屏蔽算法来处理听力敏度图数据以根据听力敏度图数据产生所需要的均衡响应数据；以及传送所需要的均衡响应数据给用户。

根据本发明的另一个方面，提供对耳鸣康复声音的记录，用于提供缓解给遭受耳鸣的恼人影响的人，包括：根据预定的屏蔽算法在声谱上修改的音频信号，将该预定的屏蔽算法设计来在所选择的频率处修改音频信号的强度，从而在使用中当人听到声音记录时，其提供对耳鸣的明显屏蔽。

预定屏蔽算法可以提供对耳鸣的间歇屏蔽，其中在音频信号的峰值期间在舒适的听音等级处将耳鸣基本上完全阻挡，然而，在谷值(trough)期间耳鸣的感觉偶然出现。在实际中，已经发现这样的间歇屏蔽可以为人提供缓解、控制和放松的直接感觉，同时使得足以适应耳鸣的感觉和长期治疗成为可能发生。

可以设计预定的屏蔽算法以基本上横跨音频信号的全部声谱范围修改音频信号的强度。音频信号可以是非常动态的信号，其中声谱内容和强度随之间恒定变化。音频信号可以是音乐信号。但是可以使用包括讲话或噪声在内的其他类型的信号。

至少可以部分地将预定的屏蔽算法适应于人的听力测定(audiometric)情况。可以部分地将预定屏蔽算法适应于人的听力损失特征。可以通过屏蔽算法来修改音频信号的声谱质量，以在两只耳朵中横跨听觉声谱的主要部分提供大致相等的感觉等级。预定的屏蔽算法还可以合并一组校准数字，诸如用于将dB HL(听力等级)转换为dB SPL(声压等级)，或者对存在各种耦合系统类型的修正。

根据本发明的另一个方面，提供一种提供缓解给遭受耳鸣的恼人影响的人员的耳鸣康复设备，包括：信号滤波装置，用于根据预定的屏蔽算法在声谱上对音频信号进行修改，所述预定的屏蔽算法被设计来在选择的频率修改音频信号的强度，从而在使用中当人听到被在声谱上修改过的音频信号时，该设备提供对耳鸣的明显屏蔽。

信号滤波装置可以是可编程信号滤波装置，从而在使用中，可以用被适应于遭受耳鸣之苦的个人的具体需要的预定屏蔽算法来对设备进行编程。

在设备的实施方式中，预定的屏蔽算法可以是下面形式：

REQ＝M(SPL+ELC(0.25，0.5，1，2，3，4，6，8，10，12kHz)-基线)

其中：

REQ    ＝耳鸣保留协议的需要的均衡响应

基线   ＝0.5(A-B)+B

A      ＝在听力损失最严重的耳朵中在两个相邻听力损失最利

       害的频率之间的平均dB SPL

B      ＝在听力损失最轻微的耳朵中在两个相邻听力损失最轻

       微的频率之间的平均dB SPL

SPL    ＝被转换为dB SPL的听力阈值(以dB HL计)

ELC    ＝用于40坊(Phon)等响度轮廓线的变换值

M      ＝增益倍数＝0.3到0.95

最好M  ＝0.4

但是，在本发明的替代软件实施方式中，通过其计算音频信号的个人处置(prescription)的数学算法可以与上述算法不同。本发明的这种其他实施方式可以与基本临床技术一致，所述基本临床技术试图提供音频信号的强度修改用于考虑特别用于耳鸣和听觉过敏的缓解和/或治疗的听力水平。

该设备可以结合个人音乐播放机(PMP)使用，并且具有用于同PMP上的音频输出头戴受话器插孔连接的输入端。该设备可以具有标准头戴受话器插孔，标准PMP头戴受话器可以连接到该插孔。或者，可以使用发送器将信号发送到无线类型的接收机，而将该接收机放置在耳道、外耳区域、耳后、或者相对接近耳朵的其他区域。

附图说明

为了方便对本发明的本质的更加详细地理解，现在将参照附图通过例子的方式详细描述耳鸣康复设备和方法的优选实施方式，其中：

图1示出了音乐记录和典型现有技术的耳鸣屏蔽器两者的长期声谱的示意图；

图2示出了使用屏蔽算法的第一实施方式计算出的典型患者的听力阈值和他们所需要的均衡曲线的示意图；

图3示出了用音乐进行间歇耳鸣屏蔽的示意图；

图4示出了使用屏蔽算法的第二个实施方式所计算的相同患者的听力阈值和他们所需要的均衡曲线的示意图；

图5示出了根据本发明的耳鸣康复设备的可能实施方式的示意框图；

图6A-E和7A-E示出了根据本发明、提供耳鸣康复声音记录的优选方法的流程图；

图8示出了耳鸣康复方法的实施方式的示意图；和

图9示出了耳鸣康复设备的实施方式的示意图。

具体实施方式

可以将耳鸣屏蔽宽泛定义为用外部声音使得耳鸣的感觉变得模糊。助听器(hearing aid)只可以提供有效形式的缓解噪声屏蔽给大约10％的患者。耳鸣屏蔽器的效果的最可靠听力测定量度是刚好屏蔽个人的耳鸣所需要的噪声量。这种量度称为最小屏蔽等级(“MML”)。在进行成功屏蔽的最重要条件中，屏蔽刺激的接受度与它的MML成反比，而且这种刺激应该是对耳鸣足够舒适的替代。在本发明者的临床实践中，几个患者已经报告试图使用音乐来寻找对于它们耳鸣的解脱，但是常常发现屏蔽他们的耳鸣所需要的音量高得不能接受。这些人中的大多数都具有陡坡听力损失特征的倾向，以及与最大听力损失频率的边缘紧密对应的耳鸣音调(pitch)。之前使用音乐的尝试为什么不能总是成功的原因可能是带有耳鸣的高频听力损失的极高的共同病态(co-morbidity)。

通常，存在倾斜的高频听力损失会意味着在放松的音量水平上，只听见音乐的低音调分量，因此阻止了对用于屏蔽的可用高频和任何音乐性的感觉。在图1中示出了音乐记录和典型现有技术耳鸣屏蔽器(Starkey TM5)两者的长期声谱。使用声音等级分析仪在64秒的时间段上对两个记录的每一个的响应进行平均。然后在1kHz处对声谱进行匹配以使得两个声谱的频率组成的比较与总体声压等级无关。如图1中所示，如果假设屏蔽器是用于听觉缺陷收听者优化的频率响应，则未滤波的音乐具有不足够高的频率能量和过低的频率响应。因此，本发明者已经开发了一种耳鸣屏蔽协议，其将克服传统耳鸣屏蔽器的某些缺点作为目标来修改音频信号的频率响应特性。

虽然将主要参照修改音乐的频率响应特性来进行下面的描述，但是应该理解还可以将根据本发明的耳鸣屏蔽协议应用于其他类型的音频信号，这些信号适于屏蔽耳鸣、或者适于不用屏蔽而提供用于耳鸣和听觉过敏疗法的听觉模拟.下面的描述将特别强调结合诸如用于音频磁带、CD、MP3、或者WMA记录的高保真个人音乐播放机(PMP)之类的适当个人声音再现系统，使用传统的、插入或者无线头戴受话器系统或者插入类型的头戴受话器.在澳大利亚，高保真PMP的零售价格大约是传统双耳屏蔽器的价格的十分之一.但是应该理解还可以将根据本发明的耳鸣屏蔽协议应用于传统的助听器类型的屏蔽器.还可以将该技术应用于在助听器中对附加用户程序的设置，或者可以将修改过的信号通过耳鸣患者的助听器远程线圈(telecoil)或者传导线圈设施发送给他们.

除了PMP的低价格和高便携性之外，它们通常具有带有长程换能器的小头戴受话器，其与大多数自由场扬声器系统相比较提供非常高的保真度。而且，头戴受话器通常比扬声器更加有效，这是因为它们包围通过自由场发生的高频声音的大量衰减。在羽翼(pinna)上的PMP头戴位置中的变化已经显示对于KEMAR(Knowles Electronic Mannequin for Acoustic Research，用于声学研究的Knowles电子人体模型)测量的音调摆动(toned sweep)的声谱合成具有非常有限的影响。

在开发耳鸣屏蔽协议时，所需扩展的上频率刺激对将听力敏度图结果转换为所需要的真实耳响应提出了挑战，这是因为还不存在用于对于10和12kHz纯音和窄带噪声刺激的dB HL到dB SPL之间转换的国际承认的标准。使用用于Madsen OB 822的制造商校准规范来外插所需要的值，以和电话的TDH 39头戴受话器和MX 41/AR减震器一起使用。相应地对听力计进行专业校准。10kHz的值是50dB HL＝59.5dB SPL，而在12kHz，50dB HL＝61dB SPL。根据相关的澳大利亚标准(AS 1591.2-1987)来校对10kHz以下的所有ISO听力等级频率。表1以用于将dB HL转换为dB SPL的反相格式列出了变换/校准值。

表1

由本发明者所开发的第一耳鸣屏蔽协议(TMP1)的进一步特点是对半增益规则的适应，从而当其对听觉缺陷的大约一半进行补偿时用于听力损失的放大最有效。该规则是最新助听器处方实践的基础。TMP1试图将以个人耳鸣的音调附近为中心的声能最大化，并且“均衡”头戴受话器输入以对任何非对称听力损失进行修正。进一步的目的是在人的整个头部提供平衡的屏蔽刺激感觉，而不是象传统不相关耳鸣屏蔽器那样只提供在耳朵级(ear level)上。

所有PMP具有超出助听器中可用的音量控制范围很多的音量控制范围，所以TMP1不需要指定绝对增益数字。但是，PMP通常不具有左/右平衡控制，而且这种情况会在非对称听力损失和其相关联的响度恢复(recruitment)的情形中降低PMP的可接受性。因为TMP1公式的目的是将对个人的耳鸣进行屏蔽所需要的音乐或噪声最小化，因此其只需要当存在于不对每个立体声声道提供单独控制的那些再现系统时才指定用于每个耳朵的相对频率响应特性。

因此用于应用TMP1的过程如下：

(i)通过在表1中加入变换值将个人在每个频率处的纯音听力等级阈值转换为dB SPL。

(ii)对于基线计算的最大点选择在最严重影响的耳朵中的耳鸣音调匹配频率.总选择较轻听力损失的耳朵的两个相邻最佳听力阈值作为计算的最小点.当使用纯音(tone)不能发现可靠的音调匹配时，用两个相邻最佳听力频率的平均来代替它.因此，基线组成了在两个最大听力测定极端之间的中线值.

(iii)然后通过对于每个频率和每个耳朵从听力阈值(以dB SPL表示)中减去基线而得到最后的均衡值。因此用于不能可靠地确定其耳鸣音调的患者的算法是：

基线＝0.5(A-B)+B

所需要均衡，REQ＝0.5{SPL(0.25，0.5，1，2，3，4，6，8，10，12kHz)-基线}

用于非声调耳鸣的算法是：

基线＝0.5(C-B)+B

REQ＝0.5{SPL(0.25，0.5，1，2，3，4，6，8，10，12kHz)-基线}

其中，

A＝在耳鸣音调匹配的频率处的听力阈值(dB SPL)

B＝在2个相邻最轻听力损失频率处的平均dB SPL

C＝在2个相邻最严重听力损失频率处的平均dB SPL

例1

图2示出了在典型的个人听力水平、耳鸣和它们所需要的TMP1均衡曲线之间的关系的示意图。该个人在10,000Hz处具有陡坡高频双边听力损失和耳鸣，两者都在左侧更大。因此，所需要的均衡曲线在均衡器的基线附近回转，通过将高频增益量升高和相应地对低频进行衰减来实现对听力损失的部分修正。随着听力损失和耳鸣在左侧变差，耳朵接收对应的更大的放大。因为通常伴随感觉神经的听力损失的响度感觉的不正常增长，(恢复和或者出现听觉过敏)，不提供对听力水平的完全修正，因为这超出了个人的响度不舒适水平。

然后在音频磁带上产生耳鸣康复声音记录以在个人的PMP中使用。在这个过程中使用立体声频率均衡器(Genexxa 31-9082)，其包括每个声道十个可调节频带，中心频率在0.031，0.062，0.125，0.25，0.5，1，2，4，8，16kHz处。每个控制范围为+或-12dB SPL。该均衡器装有“EQ记录”设施，从而在音频信号被记录之前可以让音频信号通过均衡器电路。根据如通过TMP1算法所计算的具体个人的均衡值，将用于十个频带终端的每一个的均衡器的控制设置到均衡器的左声道中的用于左耳的所计算的值，并将右耳值设置在右声道中。将从广播质量磁带记录机中输出的立体声连接到立体声图示均衡器，其然后将其输出路由到另一个高保真盒式录音机以记录在高保真音频磁带上。使用双头和立体声RCA连接头来保持L/R声道分离。

对于30个参加者在临床实验中使用音乐和白噪声两者的修改的声音记录。对每个参加者介绍在屏蔽疗法下面的原理和使用耳鸣康复声音记录的可能益处。将新带有标准插入头戴受话器(Sony MDR E552)的新PMP发给每个参加者，该头戴受话器适合于外耳因此不需要头带(headband)。然后执行声音水平峰值分析测量。随着在PMP中播放他们定制的磁带，要求他们缓慢地调大音量直到他们不再感觉到他们自己的耳鸣为止。在音量控制旋钮上标记该音量水平。告诉每个参加者如果以后需要进一步调节音量大于所标记的位置他们就通知听觉矫治专家听觉矫治专家。鼓励他们在每个屏蔽阶段的过程中试着向下控制音量，这是因为他们可能发现如果发生剩余抑制则他们需要逐渐减小的音量以完全屏蔽。

将噪声磁带给予一组参加者，而将音乐磁带给予另一组。虽然两个治疗组具有类似等级的与他们耳鸣相关联的预先疗法的痛苦，但是截止到疗法中间，音乐组显示出大得多的改善，而且在疗法之后的随后两年中维持了这种改善。噪声组也显示出某种改善，但是比音乐组要小得多。96％的参加者发现他们的音乐或者噪声磁带是有效的屏蔽器，其具有比传统耳朵级(ear level)耳鸣屏蔽器高得多的接受率。

在某些情况中，TMP1显示出呈现响度的不平衡感觉，其中个人拥有基本上听觉间的不对称。由于在横跨频率范围的各种点处对响度的感觉不同，所以响度的实际耳感觉可能已经偏离了所处方的响应。还认为用于助听器的半增益规则可能最佳地适于中等听力损失的人群，而且轻度听力损失可能需要三分之一的增益。而且，响度现象的恢复在耳鸣患者中会大于在非耳鸣患者中是可能的，特别是在带有听觉过敏和声音恐怖(惧怕外部声音)的其高共同病态的情况中。这些因素都提示TMP1可能对于听力损失过补偿，而且需要进一步的修改来对过程进行优化。

TMP1的主要目的是在最低可能MML处为耳鸣产生可接受的替代，并且对任何听觉间对称进行适应。但是，后来认识到如果仅仅基于最大和最小听力水平来执行所需要的均衡响应的规定，则提高的屏蔽算法会更加稳健，从而试图提供在所有频率处相对相等的感觉水平。来自TMP1研究的数据指示音乐组的44.4％和噪声组的28.6％参加者喜欢将他们的音频磁带的音量设置到仅仅部分屏蔽他们的耳鸣的水平。虽然告诉他们最佳的设置是完全屏蔽但是还是发生这种情况。在这两种类型的刺激之间对于屏蔽水平偏好的不同还提示当在还部分感觉到耳鸣的音量水平处使用时，音乐比噪声更容易被接受。同时传统做法是完全屏蔽耳鸣，但是当前的临床趋势是部分屏蔽，本发明者已经开发了基于间歇屏蔽的改进型耳鸣屏蔽协议。由于音乐是非常动态的信号，所以这样的情况看起来是可能的：部分屏蔽的音乐的强度可能实际上构成间歇屏蔽的形式。在图3中示出了使用音乐信号的间歇耳鸣屏蔽的示意图。

在不受理论限制的情况下，人们相信带有(诸如音乐之类的)放松刺激的耳鸣间歇屏蔽在心理上，以及在声学或者神经层面可能是有效的。在理论中，这样的情况是可行的：带有音乐的间歇耳鸣屏蔽可以构成对称减敏感(desensitization)的形式。同时在放松的状态中，根据音乐峰值水平中的起伏，收听者可以交替地感觉到、然后不感觉到耳鸣。音乐的预测性可以意味着在音乐的“谷值”期间甚至也不会有意识地感觉到耳鸣。此外，耳鸣可能从音乐中经常地“重现”足以发生适应。但是音乐信号的行进的动态特性防止这种受限制的暴露被干扰，而且这可能降低任何脑边缘系统(limbic system)增强。因此，所提出的带有放松音乐的间歇屏蔽技术可以通过其促进控制感觉的附加机制促进协同效果、可以促进总体焦虑程度的减低、还可以促进导致关于耳鸣自身的恐惧降低的一种形式的自动催眠状态。因此，开发了基于耳鸣保留协议(TRP)的提高的屏蔽算法，其被设计来产生耳鸣的间歇屏蔽。

在实际中，TMP1算法对半增益规则的使用显示出上述对听力损失的过补偿，有时造成记录好像是不平衡的或者“微弱的”.相反地，存在几个因素表明三分之一规则可能不提供足够的均衡.长期音乐声谱具有比从传统耳鸣屏蔽器中通常可获得的少得多的高频能量，而且在该区域最大听力损失通常也不(yet)集中(间图1).因此，增益的任何实质减少都能阻止实现适当高频均衡以克服音乐谱中的限制和听力损失的影响.因此，因为半增益规则有时过度，但是三分之一增益可能对于为了长期耳鸣保留来修改音乐的目的是不够的，所述通过合并0.4增益倍数(M)来选择介质.

为了进一步促进横跨音乐信号的整个声谱范围提供音乐的相等感觉水平，改进的TRP算法采用了ISO等响度轮廓线(ELC)。ELC根据离散频率(国际标准协会，1961)变换对于响度感觉中的任何差异修正的值。因为早期发现在完全屏蔽条件下，平均的参加者的定制记录显示出45.7dB SPL的RMS，所以选择40坊的轮廓曲线。因此在8dB表示所感觉到的响度的大约两倍的情况下，外插37.7dB作为阈值和完全屏蔽之间的中点，由此表示在其周围间歇屏蔽会在那些带有轻微到中级斜坡听力损失的人中发生的强度。因此，使用40坊轮廓线是因为其最接近该中点，而且选择较低值曲线还帮助对响度恢复进行补偿。

标准听力测定过程将使用TDH 39头戴受话器获得听力阈值，而且以dBHL(听力水平)来表示结果。但是，用于表示助听器特性的常规是使用dB SPL(声音压力等级)值。因此，需要通过加入表1中的变换值将在6cm³头戴受话器中所获得的听力阈值(dBHL)转换为dB SPL。

然后用40坊轮廓值来对这些变换值求和。在表2中显示结果变换/校对值。

表2

耳鸣保留协议(TRP)算法是对在上面给出的TMP1算法进行如下修改：

REQ＝0.4{ELS+SPL(0.25，0.5，1，2，3，4，6，8，10，12kHz)-基线}

其中：

基线    ＝0.5(A-B)+B

A       ＝在听力损失最严重的耳朵中的两个相邻听力损失最严重频率

        之间的平均dB SPL

B       ＝在听力损失最轻微的耳朵中的两个相邻听力损失最轻微频率

        之间的平均dB SPL

SPL     ＝听力阈值(以dB HL)，转换为dB SPL

ELC     ＝用于40坊等响度轮廓的变换值

或者，使用1/3八音度(octave)窄带噪声获得患者的听力阈值，而增益倍数(M)变为0.7(或者在0.5到0.95的范围之间)。

用于应用TRP的过程如下：

(i)细读个人的听力敏度图以确定在听力损失最严重的耳朵中的两个相邻听力损失最严重频率(A)，以及在听力损失最轻微的耳朵中的两个相邻听力损失最轻微频率(B)。

(ii)然后将这四个dB HL值通过加入表1中的变换值而转换到dB SPL。

(iii)然后以dB SPL计算在听力损失最严重的耳朵中的两个相邻听力损失最严重频率的平均dB SPL(A)，并且对于在听力损失最轻微的耳朵中的两个相邻听力损失最轻微频率(B)重复该过程。

(iv)然后通过从A中减去B来计算中线值，然后将该值减半，并将结果加到B值。这就是TRP基线。

(v)然后将来自听力敏度图的所有dB HL阈值与作为ISO 40坊ELC修正值的总和的上面表2中的值相加。从每个离散频率处的刺激的相对感觉到的响度来说，这产生对听力的测量。以dB SPL表示该值，从而在图形均衡器的24dB SPL范围内可以确定所需要的均衡频率响应。

(vi)然后从每个变换的阈值中减去基线值，再然后用0.4增益规则乘以该结果。对于每个耳朵的每个频率重复该过程。

(vii)然后使用这些值以在左声道中使用的左耳的所需要的均衡响应(REQ)、和在均衡器的右声道中使用的右耳的RED来设置图形均衡器。

例2

也选择被选择来证明TMP1如何解决陡坡非对称听力损失(见上面例1)的参加者的听力敏度图，来证明TRP算法如何修改在选择频率处的音频信号的强度以提供对耳鸣的间歇屏蔽。下面的表3和4示出了使用上面的TRP算法分别对于左右耳在每个频率处的计算。进行基线计算如下：

基线    ＝0.5(A-B)+B

        ＝[0.5(L SPL10+L SPL12)-0.5(R SPL0.5+R SPL0.75)]×0.5+

        0.5(R SPL0.5+R SPL0.75)

        ＝[0.5(89.5+91)-0.5(1.5+8.5)]×0.5+0.5(1.5+8.5)

        ＝(90.25-5)×0.5+5

                47.625

表3

表4

(其中，Correction and Calculation：修正和计算，transfer functions：变换函数，Baseline：基线)

在图4中图形示出了用于两个耳朵的REQ均衡曲线。图4和图2的比较将确认患者的右和左听力阈值[HTL(SPL)]曲线相同。

进行了第二个临床研究，其中有90个耳鸣患者参加。用块随机化将参加者分配到四个治疗组之一：一个组用于测试第二产生完全屏蔽算法(TMP2)，一个组用于测试耳鸣保留算法(TRP)，一个组用于实验测量使用低等级宽带噪声模拟的现在的TRT方法，以及一个准控制组用于单独接收劝导(counsel)。第二个研究超出了预期，就是多于四分之三的使用声谱上修改过的音乐的参加者经历了显著等级的适应。采用读书疗法(bibliotherapy)和TRT类型的劝导在对于所有治疗组的临床结果中产生了明显的改进。但是，显示出仅仅是劝导对于大多数参加者来说治疗不足。重要的发现是TRP组经历了对于耳鸣痛苦的最大的平均改进。TMP2刺激组在开始时显示出更加迅速的改进，但是TRP组的更加逐渐的改进持续更长的时间，而且最终是占优的。虽然仅仅劝导组所经历的平均改进最终不是明显令人满意，但是在疗法之后和后续时间中噪声组和仅仅劝导组之间的差别很小。虽然所有治疗组记录了在疗法上在耳鸣痛苦中的平均降低，但是两个音乐组最终显示出最为有效。两个音乐组参加者的大约四分之三经历了对他们耳鸣的明显适应(TMP2＝78.6％，TRP＝75％)。

对两个音乐组都有明显降低听觉过敏的成绩，而对于噪声组有轻微的降低。没有声学模拟的(仅仅劝导)组显示出在相同时间段中的听觉过敏的增加，强烈地表明提供声学模拟是改进听觉过敏中的关键成分。音乐组参加者常常报告他们的听觉过敏等级趋于比他们的耳鸣感觉提高得快。

因此临床研究表面用音乐进行完全屏蔽更加有效的促进痛苦和放松水平的快速改进，虽然实际上用音乐进行间歇屏蔽被证明在几个测量中更加有效。这表明两阶段方法可能最有效，从而患者在开始时应该使用完全屏蔽算法给出较强的缓解和控制的感觉，然后转换到间歇屏蔽以消除耳鸣检测。

在图8中示出了耳鸣康复方法的实施方式.下面进行介绍，例如来自耳鼻喉科专家或者其他临床医师，过程以对患者的听觉矫治特征进行诊断测试，以及对他们耳鸣的可能的发病机理进行了解开始.然后将带有为患者定制的嵌入声学疗法(例如音乐加附加噪声)的耳鸣治疗设备处方给患者，并且提供关于其使用的指导，从而提供完全屏蔽(本方法的阶段1).在短时间(例如大约两周)之后检查患者的反应，讨论并且解决患者在使用该设备中可以遇到的任何困难.在例如六到八周的进一步时间段之后，根据患者的准备条件，提供阶段2声学信号(例如，没有附加噪声的音乐)，以及使用它的指导，从而提供间歇屏蔽以将他们的耳鸣更多地暴露给患者.检查进程预约包括测量关键听觉矫治和心理测量(psychometric)参数，以监测进程并且将正面反馈提供给患者.此外，这些预约还包括对患者遵循程度的检查，对于该情况已经将患者使用信息记入日志并且存储在设备内以由临床医生进行检索和检查.在整个治疗中，指导患者在每个收听段的开始都调节设备上的音量设置.在本方法的阶段1，对音量进行设置从而音乐/噪声的组合信号正好覆盖耳鸣.在阶段2期间，对音量进行设置从而在音乐峰值期间屏蔽耳鸣，而在谷值期间耳鸣暂时明显；随着患者变得逐渐更加适应于他们的耳鸣，耳鸣的感觉水平会随着时间下降，因此，患者可能需要逐段地逐渐将音量设置得更低.

在临床研究中，使用预定屏蔽算法在声谱上修改预先记录的音乐，并且将预先记录的音乐重新记录在音频磁带上以为患者使用。考虑到版权，可能需要从选择的记录公司购买重新记录的权利，或者给特殊目的的记录交佣金。在一种实施方式中，提议提供可编程的“黑盒子”设备以由私人行业者使用。可以由合格的听觉矫治专家听觉矫治专家对这样对待的设备进行编程，以使用本发明者所开发的耳鸣屏蔽算法和临床协议来应对每个个人的耳鸣和听力损失特性。在一种实施方式中，设备可以采用音乐家的助听器设备的形式，其被设计为当其进入到佩带者的耳朵时在声谱上修改音频信号。另一种实施方式提供“黑盒子”形式的设备，其可以与PMP结合使用并且具有输入端用于连接到PMP上的音频输入头戴受话器插孔。该设备可以具有标准头戴受话器插孔，可以将传统PMP头戴受话器连接到该插孔。在替代实施方式中，在听觉矫治专家听觉矫治专家的诊所中自动地产生修改过的声音记录，通过使用经由环球网访问的软件将其定制到患者的听力测定配置。

图5示出了耳鸣康复“黑盒子”设备的可能实施方式的示意框图。设备10具有输入端12用于从PMP的头戴输出插孔接收两声道立体声信号。设备10还具有输出端14，其提供由被编程到设备10的预定屏蔽算法在声谱上修改过的两声道立体声信号，该信号适于通过传统PMP头戴受话器接听。最好，设备10使用数字信号处理，因此将左和右输入音频模拟信号在模拟到数字转换器(ADC)16中转换为数字格式。然后将ADC 16的数字输出信号发送到数字滤波器18，其根据预定屏蔽算法对数字化的音频信号进行滤波。数字滤波器18根据屏蔽算法在选择的频率处修改音频信号的强度。

可以使用指轮手工编程数字滤波器18的滤波特性.但是，最好借助于具有可以连接到桌面计算机的通讯端口22的基于微处理器的控制器20来对数字滤波器18进行电子编程.使用伴随设备10的定制设计的软件程序，听觉矫治专家听觉矫治专家和其他助听器配发员可以借助于图形用户界面(GUI)对设备10进行编程，该GUI方便于将所需要的临床数据输入到控制器20的非易失存储器中.因此，例如，临床听觉矫治专家听觉矫治专家可以简单地在从0.25到12kHz中的10个离散频率的每一个处输入患者的纯音听力水平.可以要求听觉矫治专家听觉矫治专家输入两个听力损失最轻频率(B)耳鸣音调匹配频率处的听力阈值(A)和/或两个相邻的听力损失最严重频率(C).然后软件或者控制器20将使用这些数字来计算基线值，并且使用预定屏蔽算法来计算所需要的均衡值.控制器20使用这些值来设置数字滤波器18中的每个频率处的滤波常数.

设备10还可以包括附加信号处理装置24，其也在控制器20的控制下提供对数字滤波器19滤波之后的数字音频信号的进一步声谱修改。然后在数模转换器(DAC)26中将在声谱上修改过的音频信号转换回模拟格式。还可以提供放大器28来控制在设备的输出端14处提供的模拟输出信号的幅度。应该理解，可以将设备10的数字零件的每一个集成到单个集成电路中，从而可以使得设备10的尺寸非常小因此设备保持不明显。

在图9中示出了耳鸣康复“黑盒子”设备10的实施方式。设备10包括立体声输出端14，其可以被用于将设备10连接到头戴受话器或者耳机(未示出)。此外，设备10包括多个功能按钮，用于执行诸如播放和停止音频信号、调节音频信号的音量和选择是否继续播放相同的音频信号(重放功能)之类的功能。本领域的技术人员应该理解，还可以增加诸如在普通音频设备上发现的那些附加功能。如上所述，设备最好小到足以被分离，因此可以包括电池。在实施方式中，电池具有足以允许延长的使用(例如大约一周的使用)而不用充电的寿命。而且，如上所述，设备可以具有存储器(例如RAM卡)用于存储音频信号，从而不需要外部介质。在实施方式中，可以使用能够存储足够的音频信号以供患者音频信号的选择(例如大约4小时的收听时间)的存储器。

此外，可以提供音量控制，从而患者可以将音频信号的音量设置到适当水平，如上所述。在实施方式中，可以在每个疗程的开始将音量功率复位到最小值。以这种方式，可以需要患者调节音量到完全屏蔽(本方法的阶段1)或者间歇屏蔽他们的耳鸣(本方法的阶段2)，其感觉水平可以在段之间变化，如上所述。

设备10还可以包括依从监测系统，其提供给患者监视该患者在特定时段或者天中已经使用了该设备的时间量的能力。例如，监测设备可以是定时器或者计量器，患者通过其可以容易地观看到以确定已经使用设备10多长时间或者还应该使用设备10多长时间。此外，将这些时间和包括音量设置的附加信号记入日志，临床医生可以将其下载以检查患者对设备的使用。可以通过包括无线、红外、或者有线数据传送的各种方法来执行数据下载功能。用于提供下载功能的一种方法是当把设备10插入到充电器时，其自动搜索附近的计算机以经由红外传输发送数据。

设备10可以包括用于确保记入日志的数据的完好性的装置。例如，其可以包括这样的装置：当电池功率变低时，该装置导致该设备停止播放，而在储存中保留足够功率时维持内部时钟运行，从而确保日志中的时间标记数据的完好性。

设备10还可以包括当电池电量低并且设备需要充电时向患者进行指示的警示灯。

最后，可以将各种机制提供给设备10以确保患者只能听到已经特别提供给他们的音频信号.由于每个患者可以具有屏蔽耳鸣的不同音频信号，所以用户接听他或她的音频信号是很重要的，这是因为另一个患者的音频信号可能没有用.例如，可以使用安全锁定功能，其防止在设备内提供的患者ID与介质的患者ID不匹配时设备进行播放.该功能会通过对介质和设备之间的患者ID的匹配进行验证，来确保包括音频信号的介质是用于该患者的正确介质.为了进一步确保患者只接听他/她定制的音频信号，设备10可以将患者识别代码显示给患者，从而允许在将多于一个的设备放置在一起的情况中能够正确地识别患者自己的设备.进而，设备10可以使用音频文件的加密，以防止使用损坏的或者另外在用户篡改的情况中被修改的音频信号.

在设备10的实施方式中，从内部存储介质中输出音频信号，在该介质上已经存储了定制的信号。在替代实施方式中，将滤波装置合并在设备中，使“匆忙地(on the fly)”起作用以修改任何输入信号来产生定制的输出信号。在该实施方式中，设备10也可以包括安全锁定机构，其防止不包括表示特定编码已经被适当修改以适合于该患者使用的该特定编码的任何信号的输出。

进一步的调查已经揭示了本专有算法或者音频信号的数字处理可以完全基于软件，方便了生产存储了音乐的介质(以非编码格式、或者使用MP3、WMA或者其他编码格式的磁带或者致密盘或者其他介质)，用于由耳鸣患者在诸如个人音乐播放机(PMP)的、带有头戴受话器的标准个人音响再现系统上进行回放。在本实施方式中，提供耳鸣康复声音记录的方法充分利用因特网所提供的速度和经济性，包括快速数字通讯和远程处理能力。借助于带有CD写能力的桌面个人计算机(PC)，就足以将提供定制耳鸣康复声音记录的能力置于听觉矫治专家听觉矫治专家的手指尖上。通过利用对环球网的访问并且开发应用服务提供商(ASP)，(也称为“在线操作软件”)，可以将本方法扩展来提供耳鸣缓解和治疗给全球市场。图6和7示出了利用环球网和ASP的服务提供耳鸣康复声音记录的优选方法的流程图。

该过程开始于患者咨询100听觉矫治专家听觉矫治专家的听觉矫治专家听觉矫治专家的诊所中。听觉矫治专家听觉矫治专家输入102患者的个人详细情况到位于专有网站的、以申请表格形式的适当字段中。然后，听觉矫治专家听觉矫治专家在患者的左右耳朵上进行104听力敏度图测试。将该听力敏度图转换为适当的数字格式并且存储106在听觉矫治专家听觉矫治专家的PC上。然后听觉矫治专家听觉矫治专家经由该网站激活108应用服务提供商(ASP)，其自动访问包括数字听力敏度图的患者数据并且将它经由网站传送到ASP。

数据由ASP接收200并且被分为左耳和右耳处理声道。(经由ASP被访问的)中央处理服务器具有包括专有算法的软件，该算法用于将患者数据转换为数字滤波格式(这里称为屏蔽轮廓形状)。然后将该屏蔽轮廓形状发送回听觉矫治专家听觉矫治专家的PC。中央处理服务器使用数字听力敏度图来确定202L、202R左耳和右耳的每个预定频率处的纯音等级阈值。软件确定204在听力损失最严重的耳朵中的两个相邻听力损失最严重频率，以及在听力损失最小的耳朵中的两个相邻听力损失最小频率。在步骤206L、208L、210L、212L、214L、216L和206R、208R、210R、212R、214R、216R的每一个中，将耳鸣保留协议算法分别应用于左耳朵等级和右耳朵等级，如上面表3和4中所示。

在步骤218、220和222，计算基线值，将其从在210L、210R处的左耳和右耳的变换的阈值的每一个中减去.然后将左耳和右耳的需要均衡响应(REQ)值经由ASP网站发送224到听觉矫治专家听觉矫治专家的PC.对于听觉矫治专家听觉矫治专家的PC可见的该网站通知226听觉矫治专家听觉矫治专家正在将该REQ值下载到听觉矫治专家听觉矫治专家的PC，而且提示302听觉矫治专家听觉矫治专家插入音乐CD到连接至该PC的CD播放机.还提示304听觉矫治专家听觉矫治专家插入空白CD到连接于他的PC的CD刻录机.应该理解，可以使用任何合适的音频记录，最好是存储在诸如致密盘、音频磁带或者MP3卡之类的任何适当存储介质上的音乐记录.通常，提供给患者对音乐CD的选择以将该音乐CD用作基础记录，当然已经支付了适当的版权费用.在听觉矫治专家听觉矫治专家的PC上的音频软件应用程序访问306CD记录308并且将音频数据存储310到PC的存储器中的文件.

由ASP访问的专有软件再现读出在PC中存储的音频文件，将信号分为左和右立体声信号，并且将它们转换为快速傅立叶变换312(FFT)格式314。同时，将听觉矫治专家的PC随接收的REQ数据分配316声道标志(即，左声道数据和右声道数据318)。然后软件分别转换320该左和右声道数据为左和右屏蔽轮廓形状322。在听觉矫治专家的PC上提供的软件对于每个所存储的歌曲，访问324并且提供屏蔽轮廓形状给右和左FET信号，从而产生在声谱上修改过的音乐信号的左和右声道。专有软件326转换326修改过的左和右信号回到频域以作为传统音频文件回放。然后由在听觉矫治专家的PC中所存储的CD刻录机软件利用330修改过的音频文件328，一个音乐文件对应于原始音乐CD上的每支歌曲，并且将该文件写到空白CD 332。

使用AP和听觉矫治专家的PC的优点是所传送的数据量和服务器所需要的处理能力相对来说非常低。对音频信号的处理需要大量处理能力。通过这种模式，该处理能力在听觉矫治专家的PC中而不是服务器中。可以忽略处理时间，因此可以将整个过程包括在一次患者门诊之内。

发送或者经由使用带有加密的安全线路的电子邮件或者经由口令字限制的网站；只有合法的听觉矫治专家具有访问权。可以采用附加的安全手段，诸如“只一次下载”或者限制在网站上可用的时间和数据。

结合治疗段可以容易地同听觉矫治专家保持咨询，或者将咨询作为正在进行的治疗的协同疗法制度的一部分。可能的收入流包括从网站中下载专有软件和每次数据下载的使用费，即针对每个CD制成单位(for each CD made)(不是每个患者，因为每个患者可能希望修改多于一个CD)。因特网网站还可以提供多种其他服务以帮助耳鸣的听觉过敏的治疗的缓解。因此，虽然音乐是优选实施方式，但是还可以使用噪声、环境声音、纯音、或者甚至如果患者非常喜欢可以是讲话信号，来生产CD。对于计算机更加熟悉的患者可以将输入他们的听力敏度图详情而不必有听觉矫治专家的帮助。当听觉矫治专家或者助听器发放者没有CD刻录机时，在ASP或者其他站点可以有用于生产CD的设施，然后将其邮寄到诊所。随着因特网的数据传送速度的明显增长，如果需要可以获得设施用于处理要在ASP服务器内执行的音频信号的处理。

现在已经详细描述了耳鸣康复方法和设备，明显地，用于提供缓解给遭受耳鸣的人的所述方法和设备对于现有技术具有许多明显优点，包括下面的：

(i)通过用轻松音乐来帮助对个人音乐播放机的使用，其对于患者比传统助听器类型的屏蔽器更加容易接收；

(ii)其在大约80％的情况中对伴随耳鸣的高频听力损失补偿，因此提供最广谱的声学模拟；

(iii)被开发来在声谱上修改屏蔽/保留音频刺激的屏蔽算法修正每个个人的具体听力损失情况，而且解决响度恢复的影响，因此在放松的强度等级上允许有效的模拟；

(iv)带有音乐的间歇耳鸣屏蔽可以提供一种形式的对耳鸣的恼人影响的对称减敏感；和

(v)使用屏蔽算法产生的在声谱上修改的声音记录将耳鸣痛苦减轻到这样的点：其中在75％的实验参加者中耳鸣不再明显干扰生活质量。测量到MML明显降低，而且明显改善了听觉过敏水平。

对于听觉矫治和电子技术领域的技术人员很明显，在那些已经被详细描述的方法和设备之外，只要不偏离基本发明概念，就可以对这些方法和设备进行各种变动和修改。例如，可以使用根据本发明的屏蔽算法来设置使用噪声带而不是音乐来达到类似效果的、现存耳鸣屏蔽其的频率响应。在音乐之外还可以使用各种类型的噪声、纯音和讲话。在现存无线接收器设备(诸如Starkey Silenia Set)中，或者通过助听器感应线圈系统，也可以使用相同的屏蔽算法。而且，用于计算音频信号的个人处方的数学算法可以与上述算法不同，而且还可以插入额外的声音。但是，本发明的其他实施方式可以与基本临床技术一致，所述临床技术在考虑听力等级的情况下提供音频信号的强度的修改，特别用于耳鸣和/或听觉过敏的缓解和/或治疗。在本发明的范围内可以考虑所有这些变化和修改，根据上面描述和所附权利要求来确定其特征。

Claims (24)

1.提供听觉系统失调治疗的设备，包括：

计算机可读介质，用于存储治疗信号；

输出部件，用于输出用于治疗听觉系统失调的信号；以及

音量调节部件，用于在每个治疗段开始时要求患者复位治疗信号的音量；

其中，该设备具有安全锁定功能，用于如果计算机可读介质不包含患者的治疗信号，则防止该患者使用该设备。

2.根据权利要求1所述的设备，其中听觉系统失调是耳鸣，而治疗信号是谱内容和强度随时间恒定变化的高动态屏蔽信号。

3.根据权利要求1所述的设备，其中听觉系统失调包括声音响度不适的情况。

4.根据权利要求1所述的设备，还包括电池，用于给设备供电，并且具有足够的电池寿命以实现不用充电的延长的使用时间。

5.根据权利要求4所述的设备，其中所述电池具有等效于至少一周治疗的寿命。

6.根据权利要求1所述的设备，其中计算机可读介质具有足够的存储量，以提供治疗信号的选择、范围和多样性。

7.根据权利要求6所述的设备，其中计算机可读介质具有等效于4个小时的治疗信号的存储量。

8.根据权利要求1所述的设备，还包括遵从监测装置，用于允许患者监测在固定时间段期间该患者已经使用该设备多长时间。

9.根据权利要求1所述的设备，还包括通过加密的治疗信号的编码，从而防止使用损坏的、或者在用户篡改的情况中被另外修改过的音频信号。

10.根据权利要求1所述的设备，还包括患者识别代码，从而使得患者可以正确地识别自己的设备。

11.根据权利要求1所述的设备，还包括数据下载功能，用于下载被记录日志的信息，其中被记录日志的信息包括与患者对设备的使用有关的信息。

12.根据权利要求11所述的设备，其中通过有线接口或者无线接口中的至少一个来执行该数据下载功能。

13.用于提供耳鸣治疗的设备，包括：

信号滤波器装置，被配置来通过根据人的基本听力测定情况在输出信号的至少一部分上进行声谱修改，以产生带有峰值和最小值的治疗信号；

输出部件，用于输出用于治疗耳鸣的信号；

音量调节部件，被配置为允许患者在每个治疗段开始时调节治疗信号的音量，以间歇性地完全屏蔽耳鸣；以及

计算机可读介质和安全锁定部件，用于如果计算机可读介质不包括患者的治疗信号则防止该患者使用该设备。

14.根据权利要求13所述的设备，借助该设备，当人在舒适的收听水平听到治疗信号时，在峰值期间，将耳鸣基本上完全阻挡，并且该人感觉到对耳鸣的明显屏蔽，而在最低值期间，该人偶尔感觉到耳鸣。

15.根据权利要求13所述的设备，其中信号滤波器装置处理人遭受声音响度不适的情况。

16.根据权利要求13所述的设备，还包括遵从监测装置，用于允许患者监测该患者在固定时间段期间已经将该设备使用了多长时间。

17.根据权利要求13所述的设备，还包括电池，用于给设备供电，并且具有足够的电池寿命以实现不用充电的延长的使用时间。

18.根据权利要求17所述的设备，其中所述电池具有等效于至少一周治疗的寿命。

19.根据权利要求13所述的设备，其中计算机可读介质具有足够的存储量，以提供治疗信号的选择、范围和多样性。

20.根据权利要求19所述的设备，其中计算机可读介质具有等效于4个小时的治疗信号的存储量。

21.根据权利要求13所述的设备，还包括通过加密的治疗信号的编码，从而防止使用损坏的、或者被另外修改过的音频信号。

22.根据权利要求13所述的设备，还包括患者识别代码，从而使得患者可以正确地识别自己的设备。

23.根据权利要求13所述的设备，还包括数据下载功能，用于下载被记录日志的信息，其中被记录日志的信息包括与患者对设备的使用有关的信息。

24.根据权利要求23所述的设备，其中通过有线接口或者无线接口中的至少一个来执行该数据下载功能。

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