用于耳鸣抑制的系统和方法

技术领域

本申请总体上涉及一种被配置为抑制耳鸣对听觉假体的接受者的影响的假体。

背景技术

可能由许多不同原因引起的听力损失一般为两种类型：传导性和/或感觉神经性。当外耳和/或中耳的正常机械通路受到阻碍(例如，由于听骨链或耳道受损)时，就会发生传导性听力损失。当内耳或从内耳到大脑的神经通路受损时，就会发生感觉神经性听力损失。各种类型的听觉假体被广泛用来改善用户的生活。这种设备包括例如助听器、耳蜗植入物、骨传导植入物、中耳植入物和电声设备。

患有传导性听力损失的个体通常具有某种形式的残余听力，因为耳蜗中的毛细胞未受损。因此，患有传导性听力损失的个人可能会基于传导性损失的类型、听力损失的程度和顾客喜好而接受生成耳蜗液机械运动的假体，而不是助听器。这种假体例如包括骨传导设备和直接声学刺激器。

然而，在许多重度耳聋的人中，他们耳聋的原因是感觉神经性听力损失。患有某些形式的感觉神经性听力损失的那些人无法从生成耳蜗液机械运动的听觉假体中获得适当的好处。这些个人可以从以其他方式(例如，电、光等)刺激接受者的听觉系统的神经细胞的植入式听觉假体中受益。当感觉神经性听力损失是由于耳蜗毛细胞(其将声学信号转换为神经冲动)的缺失或破坏所导致的时，通常会建议耳蜗植入物。当接受者由于听觉神经受损而经历感觉神经性听力损失时，也可能会建议听觉脑干刺激器。

“大部分可植入”、“全部可植入”或“完全可植入”的这些听觉假体的形式具有允许用户具有优秀的美学效果的优点，因为接受者在日常活动中与未接受此类设备的个人是视觉上无法区分的。这样的设备还具有通常固有防水性的进一步优点，允许接受者淋浴、游泳等而无需采取任何特殊措施。这样的设备示例包括但不限于完全可植入耳蜗植入物(“TICI”)、大部分可植入耳蜗植入物(“MICI”)和利用了完全可植入致动器(“TIA”)的全部可植入耳蜗植入物。

发明内容

在本文公开的一个方面，提供了一种方法，其包括接收指示接受者的环境中的声音的第一信号。该方法还包括接收指示接受者的声音感知的第二信号。该方法还包括响应于第一信号和第二信号来确定接受者是否正在经历耳鸣。在某些实施例中，该方法还包括，当接受者正在经历耳鸣时，向接受者的听觉系统传输刺激信号。

在本文公开的另一方面中，提供了一种装置，其包括控制电路装置，该控制电路装置被配置为接收指示接受者的生物响应的传感器信号。生物响应与接受者的幻觉声音感知相关联。控制电路装置还被配置为至少部分地响应于传感器信号来生成控制信号。该装置还包括信号处理电路装置，其被配置为至少部分地响应于控制信号来生成数据信号。该信号处理电路装置还被配置为向听觉假体的致动组件传输数据信号。

在本文公开的又一方面中，提供了一种装置，其包括信号处理电路装置，其被配置为接收指示由至少一个声学换能器所接收的声音的换能器信号，并且被配置为生成将被提供给听觉假体的至少一个致动组件的数据信号，该至少一个声学换能器被穿戴或者被植入在接受者内，所述听觉假体被穿戴或被植入在该接受者内。该装置还包括控制电路装置，其被配置为监测接受者的神经响应以及换能器信号、数据信号、或换能器信号和数据信号两者。控制电路装置还被配置为生成指示将被包括在数据信号中的掩蔽贡献的控制信号，该掩蔽贡献被配置为至少部分地掩蔽接受者正在经历的耳鸣。

附图说明

在本文中结合附图描述实施例，其中：

图1是根据本文所描述的某些实施例的被植入在接受者中的示例耳蜗植入物听觉假体的透视图；

图2A和图2B示意性地例示出了根据本文所描述的某些实施例的示例装置；

图3示意性地例示出了(i)在耳鸣不存在的情况下以及(ii)在耳鸣存在的情况下的数据信号的掩蔽贡献的示例变化；

图4A和图4B是根据本文所描述的某些实施例的两个示例方法的流程图；

图5是根据本文所描述的某些实施例对听觉环境中的变化提供皮层响应的闭环追踪的另一示例方法的流程图；

图6是根据本文所描述的某些实施例的对掩蔽器中的受控改变提供皮层响应的闭环追踪的另一示例方法的流程图；

图7是根据本文所描述的某些实施例提供皮层响应包络的闭环追踪以解决注意力变化的另一示例方法的流程图；以及

图8是根据本文所描述的某些实施例的响应于检测到的与耳鸣相关联的痛苦(例如，伽马频带同步)而修改耳鸣治疗的另一示例方法的流程图。

具体实施方式

耳鸣是一种听觉幻觉过程，它可以被感知为具有各种特性(例如，纯音；窄带噪声；和弦)并且可以在单侧或双侧经历。感知耳鸣的接受者可以经历可以被检测和/或测量的生物效应。例如，动物实验表明，外部声音的行为重要性程度与其在初级听觉皮层中的频率的表征扩展相关。此外，在对侧听觉皮层的伽马频带中存在声级依赖性激活，这虽然可能与耳鸣感知本身无关，但对其感知强度编码。此外，虽然据报道耳鸣感知与伽马频带关联，但在上β频带中，痛苦的强度与神经调制之间也存在关系。因此，可以使用脑电图(EEG)测量来识别、检测和/或表征幻觉听觉呈现的存在(例如幻觉听觉呈现的强度或幅度)。

先前已经使用掩蔽来治疗耳鸣，利用一致水平的听觉或电刺激来治疗。掩蔽可以包括：向来自周围听觉环境的声音添加与该声音(例如，白噪声；音乐；图案化声音；低级别声音；基于接受者的耳鸣特性定制的声音)相对应的掩蔽刺激(例如，信号)，以便掩蔽或掩盖由于耳鸣引起的幻觉声音(例如，振铃；嘶嘶声)。添加的声级可以接近幻觉声音的感知响亮度或比其更响亮。虽然耳鸣可以被所添加的声音部分掩蔽或完全掩蔽，从而减少接受者对幻觉声音的感知，但是掩蔽没有减少或消除耳鸣本身。在嘈杂的听觉环境中，掩蔽可能很容易实现，但在更安静的听觉环境中，掩蔽中使用的一致水平的听觉刺激可能是不希望的。此外，在一些情况下，耳鸣的感觉是间歇性的或幅度可变的。

本文所描述的某些实施例有利地提供了一种用于调整掩蔽刺激(例如，修改掩蔽刺激的幅频分布、时序轮廓、占空比和/或频谱内容；增加和/或减少掩蔽刺激的幅度；激活和/或停用掩蔽刺激)的自动化系统和方法而无需接受者和/或医疗专业人员的干预(例如，以不干涉的方式)。通过监测指示听觉幻觉的存在、强度和/或其他特性的一个或多个预定生物标志物(例如，EEG测量的预定特性)并通过调整掩蔽刺激做出响应，某些实施例有利地提供了一种用于治疗耳鸣的自动化技术(例如，使用有源闭环配置)。例如，掩蔽刺激可以被递送给接受者(i)仅当检测到听觉幻觉时，(ii)仅以适当的水平抑制听觉幻觉，(iii)仅当听觉幻觉引起痛苦时，(iv)以一种不强调搏动性耳鸣的方式，以及/或者(v)通过接受者所经历的痛苦程度来缓和。

图1是根据本文所描述的某些实施例的被植入在接受者中的示例耳蜗植入物听觉假体100的透视图。示例听觉假体100在图1中被示出为包括被植入的刺激器单元120(例如，致动器)和外部麦克风组件124(例如，部分可植入耳蜗植入物)。根据本文所描述的某些实施例的示例听觉假体100(例如，大部分、全部或完全可植入耳蜗植入物)可以替换图1中所示的外部安置的麦克风组件124与包括声学换能器(例如，麦克风)的皮下可植入组件。这种麦克风组件被配置为被定位(例如，在外科手术中)在皮下和接受者的颅骨之上、之内或附近，并且处于一旦被植入就促进麦克风组件接收声学信号的位置(例如，处于接受者的皮肤与头骨之间的位置，接受者的耳朵的后上方或乳突区)。

如图1中所示，接受者具有外耳101、中耳105和内耳107。在全功能的耳朵中，外耳101包括耳廓110和耳道102。耳廓110收集声压或声波103，并将其导通到耳道102中并通过耳道102。跨越耳道102的远端安置的是鼓膜104，其响应声波103而振动。该振动通过中耳105的三个骨头(统称为小骨106，包括锤骨108、砧骨109和镫骨111)而联接到卵形窗或卵圆孔112。中耳105的骨头108、109和111用于过滤和放大声波103，使卵形窗112响应于鼓膜104的振动而发声或振动。这种振动在耳蜗140内部建立外周淋巴的流体运动波。这种流体运动又激活了耳蜗140内部的微小毛细胞(未示出)。毛细胞的激活使适当的神经冲动被生成并被传送通过螺旋神经节细胞(未示出)和听觉神经114到达大脑(也未示出)，在那里它们被感知为声音。

如图1中所示，示例听觉假体100包括暂时或永久植入在接受者中的一个或多个部件。示例听觉假体100在图1中被示出为具有直接或间接附接到接受者身体的外部部件142和暂时或永久植入在接受者中(例如，被定位在邻近接受者的耳廓110的颞骨的凹陷中)的内部部件144。外部部件142通常包括用于检测声音的一个或多个声音输入元件(例如，外部麦克风124)、声音处理单元126(例如，安置在耳背式单元中)、电源(未示出)以及外部传输器单元128。在图1的说明性实施例中，外部传输器单元128包括外部线圈130(例如，包括多匝电绝缘的单股或多股铂或金线的导线天线线圈)，并且优选地包括直接或间接固定到外部线圈130的磁体(未示出)。外部传输器单元128的外部线圈130是与内部部件144的感应射频(RF)通信链路的一部分。声音处理单元126处理麦克风124的输出，麦克风124被定位在接受者身体外部，在所描绘的实施例中通过接受者的耳廓110来定位。声音处理单元126生成编码信号，有时在本文中被称为编码数据信号，其被提供给外部传输器单元128(例如，经由电缆)。应当了解，声音处理单元126可以利用数字处理技术来提供频率整形、放大、压缩和其他信号调节，包括基于接受者特定拟合参数的调节。

外部部件142的电源被配置为向听觉假体100提供功率，其中听觉假体100包括电池(例如，位于内部部件144中，或被安置在单独的被植入位置中)，其由(例如，经由经皮能量传送链路)从外部部件142提供的功率来充电。经皮能量传送链路被用来将功率和/或数据传送至听觉假体100的内部部件144。各种类型的能量传送，诸如红外线(IR)、电磁、电容和感应传送，可以被用来将功率和/或数据从外部部件142传送到内部部件144。在听觉假体100的操作期间，由可充电电池所存储的功率根据需要分配给各种其他被植入部件。

内部部件144包括内部接收器单元132、刺激器单元120和细长电极组件118。在一些实施例中，内部接收器单元132和刺激器单元120被严密密封在生物相容性壳体内。内部接收器单元132包括内部线圈136(例如，包括多匝电绝缘的单股或多股铂或金线的导线天线线圈)，并且优选地包括相对于内部线圈136固定的磁体(也未示出)。内部接收器单元132和刺激器单元120被严密密封在生物相容性壳体内，有时被统称为刺激器/接收器单元。内部线圈136经由经皮能量传送链路(例如，感应RF链路)从外部线圈130接收功率和/或数据信号。刺激器单元120基于数据信号来生成电刺激信号，并且经由细长电极组件118将刺激信号递送给接受者。

细长电极组件118具有连接到刺激器单元120的近端和植入在耳蜗140中的远端。电极组件118从刺激器单元120通过乳突骨119延伸到耳蜗140。在一些实施例中，电极组件118可以至少被植入在基底区域116中，并且有时被进一步植入。例如，电极组件118可以朝着被称为耳蜗顶点134的耳蜗140的顶端延伸。在某些情形中，电极组件118可以经由耳蜗造口122而被插入到耳蜗140中。在其他情形中，可以通过圆形窗121、卵形窗112、海角123或通过耳蜗140的顶端转弯147形成耳蜗造口。

细长电极组件118包括沿其长度安置的电极或触点148的、纵向对准并向远侧延伸的阵列146，在本文中有时被称为电极或触点阵列146。虽然电极阵列146可以被安置在电极组件118上，但在大多数实际应用中，电极阵列146被集成到电极组件118中(例如，电极阵列146被安置在电极组件118中)。如所指出，刺激器单元120生成由电极148施加到耳蜗140的刺激信号，从而刺激听觉神经114。

虽然图1示意性地例示出了利用包括外部麦克风124、外部声音处理单元126和外部电源的外部部件142的听觉假体100，但是在某些其他实施例中，麦克风124、声音处理单元126和电源中的一个或多个可植入在接受者上或内(例如，内部部件144内)。例如，听觉假体100可以具有可植入在接受者上或内的麦克风124、声音处理单元126和电源中的每一个(例如，被封装在位于皮下的生物相容部件内)，并且可以被称为完全可植入耳蜗植入物(“TICI”)。又例如，耳蜗植入物100可以具有可植入在接受者上或内的耳蜗植入物的大部分部件(例如，不包括麦克风，其可以是耳道内麦克风)，并且可以被称为大部分可植入耳蜗植入物(“MICI”)。

图2A和图2B示意性地例示出了根据本文所描述的某些实施例的示例装置200。通过监测指示听觉幻觉的存在、强度和/或其他特征的一个或多个预定生物标志物(例如，EEG测量的预定特性)并作出响应(例如，通过调整掩蔽刺激)，某些实施例的示例装置200被配置为治疗耳鸣。例如，装置200可以被配置为在闭环配置中自动并且主动地调整掩蔽刺激(例如，修改掩蔽刺激的幅频分布、时序轮廓、占空比和/或频谱内容；增加和/或减少掩蔽刺激的幅度；激活和/或停用掩蔽刺激)而无需接受者和/或医疗专业人员的干预(例如，以不干涉的方式)。对于其他示例，装置200可以被配置为发起(例如，触发)其他治疗和/或耳鸣抑制动作(例如，递送治疗药物；诸如向迷走神经施加神经刺激)，以将检测到的一个或多个预定生物标志物的存在传达给被配置为执行其他治疗和/或耳鸣抑制作用(例如，递送治疗药物；施加神经刺激，例如对迷走神经施加)的组件，和/或将检测到的一个或多个预定生物标志物的存在传达给医疗专业人员(例如，护理人员)。

在某些实施例中，装置200是可植入的(例如，全部可植入的或部分可植入的)或不可植入的听觉假体系统的部件，其示例包括但不限于：耳蜗植入物系统、骨传导植入物系统(例如，主动骨传导系统；被动骨传导系统，穿皮骨传导系统；经皮骨传导系统)、助听器系统、直接声学耳蜗植入物(DACI)系统、中耳植入物系统、中耳换能器(MET)系统、电声植入物系统、另一种类型的听觉假体系统和/或其组合或变体，或者具有或不具有一个或多个外部部件的任何其他合适的听力假体系统。例如，第2017/0347213号美国专利申请公开公开了一种和与本文所述的某些实施例兼容的耳蜗植入物系统相结合的耳鸣缓解系统。实施例可以包括可以利用本文详述的教导和/或其变体的任何类型的听觉假体。

图2A和图2B的装置200包括控制电路装置210(例如，固件、软件或固件和软件的组合)，其被配置为接收(例如，从生物监测器220)指示接受者的生物响应(例如，预定的生物标志物)的传感器信号222。生物响应与接受者的幻觉声音感知相关联。控制电路装置210还被配置为至少部分地响应于传感器信号222而生成控制信号212。装置200还包括信号处理电路装置230，其被配置为至少部分地响应于控制信号212而生成数据信号232并且将数据信号232传输到听觉假体的致动组件240(例如，耳蜗植入物听觉假体100的植入式刺激器单元120)。在某些实施例中，如图2B示意性地例示的那样，控制电路装置210包括监测电路装置260、耳鸣分析电路装置270(例如，被配置为可操作地联接到生物监测器220的皮层测量组件280)和掩蔽电路装置290。

如本文所述，通过将指示接受者的生物响应的传感器信号222与指示由接受者穿戴的声学换能器250接收的实际声音的信号进行比较，某些实施例的控制电路装置210被配置为客观地测量耳鸣发作并定制被提供给接受者的掩蔽信号以自动抵消(例如，减少)耳鸣的效应。例如，如图2B中示意性地例示的那样，控制电路装置210被配置为对耳鸣的效应提供主动、自动化、闭环抑制(例如，根据需要、在需要时并且以最小可行强度水平进行掩蔽，而无需用户干预)。在某些实施例中，控制电路装置210还被配置为甚至在接受者感知到幻觉声音之前(例如，在幻觉声音变得足够响亮以使得接受者有意识地意识到幻觉声音之前)和/或在接受者因幻觉声音而感到不适之前预先抵消耳鸣的效应。

如图2A和图2B中示意性地例示的那样，装置200还可以被配置为可操作地联接到至少一个声学换能器250(例如，至少一个麦克风)。至少一个声学换能器250被配置为通过生成指示由至少一个声学换能器250接收的声音的换能器信号252并将换能器信号252传输到装置200(例如，信号处理电路装置230)来响应由至少一个声学换能器250接收的声音。在某些实施例中，至少一个声学换能器250包括位于接受者外部的一个或多个麦克风组件和/或植入在接受者上或内的一个或多个麦克风组件。本文所详述的教导和/或其变体可以与任何类型的外部或可植入麦克风布置一起进行利用。

在某些实施例中，装置200包括听觉假体系统(例如，听觉假体100)的信号处理单元(例如，外部的或可植入的)，其可以包括控制电路装置210的至少一部分和/或信号处理电路装置230。例如，信号处理单元可以包括数字信号处理器(“DSP”)，其具有一个或多个微处理器或专用集成电路装置(“ASIC”)，其包括控制电路装置210的一个或多个部分(例如，监测电路装置260、耳鸣分析电路装置270和掩蔽电路装置290中的一个或多个)和信号处理电路装置230。在某些实施例中，控制电路装置210(例如，监测电路装置260、耳鸣分析电路装置270和掩蔽电路装置290中的一个或多个)和/或信号处理电路装置230包括至少一个处理器(例如，微电子电路装置；一个或多个微处理器或ASIC)和可操作地联接到至少一个处理器的至少一个存储设备(例如，非易失性存储器；闪存)。在某些实施例中，监测电路装置260、耳鸣分析电路装置270和掩蔽电路装置290中的两个或更多个电路装置包括相同的至少一个处理器和/或相同的至少一个存储设备。在某些实施例中，控制电路装置210和信号处理电路装置230包括相同的至少一个处理器和/或相同的至少一个存储设备。虽然监测电路装置260、耳鸣分析电路装置270和掩蔽电路装置290在本文中被描述为(例如，经由监测信号262和检测信号272)彼此通信的独立部件，但是在某些实施例中，控制电路装置210的这些部分中的两个或更多个部分彼此集成在一起并提供本文所描述的功能性而无需在其间传输至少一些信号(例如，监测信号262和检测信号272)。

在某些实施例中，信号处理电路装置230被配置为至少部分地响应于换能器信号252来生成数据信号232。某些实施例的信号处理电路装置230包括滤波电路装置和自动增益控制器(AGC)，其被配置为对所得数据信号232应用滤波(例如，自适应滤波)。例如，滤波电路装置可以被配置为生成指示伪影、噪声、振荡、不稳定性和/或换能器的其他不想要的声学效应的滤波信号252，并且AGC可以被配置为生成和应用校正以减少数据信号232中的这些不想要的效应。

在某些实施例中，致动组件240被配置为通过生成刺激信号并将刺激信号提供给接受者的听觉系统来接收和响应数据信号232。例如，对于耳蜗植入物听觉假体，致动组件240可以包括刺激单元120，该刺激单元120具有细长电极组件118，该细长电极组件118具有电极148的阵列146，电极148的阵列146沿其长度进行安置并且被配置为将刺激信号施加到耳蜗140，从而刺激听觉神经114。

在某些实施例中，监测电路装置260被配置为从信号处理电路装置230接收和监测数据信号232。在某些其他实施例中，监测电路装置260被配置为从至少一个声学换能器250接收和监测换能器信号252。在某些其他实施例中，监测电路装置260被配置为接收和监测数据信号232和换能器信号252。某些实施例的监测电路装置260被配置为：针对听觉环境的一个或多个特性(例如，幅度、频率、频谱内容和/或噪声水平)和/或针对一个或多个特性的变化(其程度足以(例如，满足关于至少一个预定范围的至少一个预定条件)保证确定接受者是否正感知到耳鸣(例如，确定是否存在耳鸣))而监测数据信号232和/或换能器信号252。例如，监测电路装置260可以被配置为检测听觉环境是否足够响亮(例如，高于预定值的声级)以使得接受者很可能不会感知到保证被装置200掩蔽的程度的任何听觉幻觉和/或检测听觉环境是否足够安静(例如，低于预定值的声级)以使得接受者可能感知到保证被装置200掩蔽的程度的听觉幻觉。

某些实施例的监测电路装置260还被配置为生成监测信号262并将监测信号262传输到耳鸣分析电路装置270。在某些实施例中，监测信号262包括关于指示接受者的潜在耳鸣感知的听觉环境的被检测特性和/或特性的被检测变化的信息。

在某些实施例中，耳鸣分析电路装置270与生物监测器220可操作地通信并被配置为从生物监测器220接收传感器信号222。某些实施例的耳鸣分析电路装置270被配置为在监测信号262指示接受者正潜在地感知到听觉幻觉时，向生物监测器220传输触发信号(例如，由生物监测器220发起接受者的生物响应的测量)。在某些实施例中，耳鸣分析电路装置270还被配置为通过分析传感器信号222以确定接受者是否正感知到听觉幻觉(例如，由于耳鸣)来接收和响应监测信号262。

在某些实施例中，生物监测器220包括皮层测量组件280，其被配置为执行脑电图(EEG)测量并将传感器信号222(例如，指示接受者的神经响应的EEG信号)传输到耳鸣分析电路装置270。例如，EEG测量可以独立于致动组件240的刺激或与其交错，并且可以被用来识别耳鸣的发作、耳鸣的幅度和/或由耳鸣引起的痛苦级别。在某些实施例中，EEG测量由皮层测量组件280使用一个或多个电极来执行，该电极被配置为响应于接受者大脑的电活动。某些实施例的皮层测量组件280被配置为检测响应于脑电活动的至少两个电极之间的电势(例如，自发电势；与刺激呈现相关的诱发电势)。至少两个电极可以选自由以下项组成的组中：植入式耳蜗外电极(例如皮下电极)；植入式耳蜗内电极；接受者的皮肤表面上的电极。例如，可以在两个或更多植入式耳蜗外电极之间、接受者的皮肤表面上的两个或更多电极之间、一个或多个植入式耳蜗外电极与接受者的皮肤表面上的一个或多个电极之间、一个或多个植入式耳蜗外电极和一个或多个植入式耳蜗内电极之间测量EEG电势(例如，细长电极组件118的电极阵列146的一个或多个电极148；参见例如第2015/0018699A1号美国专利申请公开)。

在某些实施例中，耳鸣分析电路装置270被配置为使用EEG测量来检测耳鸣的存在。例如，与听力正常的人的皮层响应相比，经历耳鸣的人对听觉刺激的至少一些皮层响应(例如，失配负性(MMN)响应和/或P100响应)往往被抑制。不受理论的束缚，耳鸣的存在可以使听觉刺激不太被接受者注意到，导致皮层级别的响应减弱。

在某些实施例中，皮层测量组件280被配置为测量耳鸣分析电路装置270使用的听觉诱发电势(例如，与听觉刺激相关的电势)以检测耳鸣的存在。在某些这样的实施例中，听觉刺激是由信号处理电路装置230响应于来自控制电路装置210的控制信号212而生成的。例如，控制信号212可以指导信号处理电路装置230改变数据信号232的掩蔽贡献，从而导致由致动组件240生成并提供给接受者的听觉系统的刺激信号中的对应变化。图3示意性地例示出了(i)在耳鸣不存在的情况下以及(ii)在耳鸣存在的情况下的数据信号232的掩蔽贡献的示例变化。该变化包括在以其他方式恒定的掩蔽贡献中引入间隙(例如，掩蔽贡献减少或为零的相对短的时间段)。如图3中示意性地例示的那样，与在耳鸣不存在的情况下由于间隙导致的MMN响应幅度相比，耳鸣的存在降低了由于间隙导致的MMN响应幅度。在某些实施例中，掩蔽贡献的其他变化(例如，掩蔽频谱分量的变化；掩蔽体积的变化)被用作呈现给接受者的听觉刺激。

在某些实施例中，耳鸣分析电路装置270还被配置为通过触发生物监测器220(例如，皮层测量组件280)生成传感器信号222(例如，一个或多个皮层测量)并将传感器信号222提供给耳鸣分析电路装置270，来响应监测信号262(例如，指示向接受者提供的听觉刺激；指示听觉环境的变化)。例如，在监测电路装置260检测到听觉刺激或听觉环境变化(例如，如数据信号232中所表达的)后，监测信号262可以指示听觉刺激或听觉环境变化，并且耳鸣分析电路装置270可以向皮层测量组件280提供触发信号以发起一个或多个皮层测量。

在某些实施例中，耳鸣分析电路装置270还被配置为通过生成指示耳鸣存在或不存在的检测信号272(例如，接受者是否正在经历耳鸣；接受者是否正在感知不是来自听觉环境的幻觉声音)，来响应监测信号262(例如，指示听觉刺激和/或听觉环境变化)和响应传感器信号222(例如，指示接受者的神经响应)。在某些实施例中，检测信号272还包括关于耳鸣的一个或多个特性(例如，幅度)的信息。

在某些实施例中，掩蔽电路装置290被配置为接收检测信号272，并且至少部分地响应于检测信号272来生成被传输到信号处理电路装置230的控制信号212。在某些实施例中，控制信号212指示将由信号处理电路装置230形成的数据信号232的掩蔽贡献(例如，指示对掩蔽贡献的修改)。某些实施例的掩蔽贡献被配置为至少部分地掩蔽或以其他方式抵消接受者所经历的耳鸣的效应(例如，掩蔽信号的级别可以接近幻觉声音的感知响亮度或者比其更响亮)。包括掩蔽贡献的数据信号232被传输到致动组件240，其被配置为将刺激信号传输到接受者的听觉系统。刺激信号被配置为至少部分地减轻(例如，掩蔽)接受者的基于幻觉声音的不适(例如，至少部分地掩蔽接受者的幻觉声音感知；至少部分地减少接受者所经历的耳鸣的效应)。

图4-图8是根据本文所描述的某些实施例的各种示例方法的流程图。虽然图4-图8的示例方法是参考图2A和图2B的示例设备来描述的，但是图4-图8的示例方法可以由根据本文所描述的某些实施例的其他结构来执行。在某些实施例中，图4-图8的示例方法中仅一个被使用，而在某些其他实施例中，两个或更多示例方法彼此组合使用。

图4A和图4B是根据本文所描述的某些实施例的两个示例方法400的流程图。在操作块410中，方法400包括接收指示接受者的环境中的声音的第一信号(例如，从至少一个麦克风接收的换能器信号252)。在操作块420中，方法400还包括接收指示接受者的声音感知(例如，指示与接受者的声音感知相关联的大脑活动)的第二信号(例如，传感器信号222；EEG信号)。在操作块430中，方法400还包括响应于第一信号和第二信号来确定接受者是否正在经历耳鸣(例如，分析耳鸣的存在)。例如，确定接受者是否正在经历耳鸣可以包括识别其中第一信号指示环境中的寂静(例如，环境中的声音小于预定幅度)和其中第二信号指示接受者的声音感知(例如，声音感知大于预定级别)的时间段。环境中的声音的缺乏与接受者对声音的感知的这种重合可以指示接受者经历耳鸣。在操作块440中，图4B的方法400还包括在接受者正在经历耳鸣时向接受者的听觉系统传输刺激信号。

在某些实施例中，方法400还包括配置刺激信号以向接受者提供针对耳鸣的疗法。例如，配置刺激信号可以包括：响应于第二信号，迭代地调整刺激信号的幅度-频谱的至少一部分。

在某些实施例中，接收第一信号、接收第二信号、确定接受者是否正在经历耳鸣以及传输刺激信号由听觉假体自动执行。以这种方式，某些实施例有利地对接受者的耳鸣提供了主动、闭环抑制。

图5是根据本文所描述的某些实施例对听觉环境中的变化提供皮层响应的闭环追踪的另一示例方法500的流程图。在操作块510中，方法500包括接收指示接受者的环境中的声音的输入听觉信号(例如，从至少一个麦克风接收的换能器信号252)。在操作块520中，方法500还包括用掩蔽信号处理和编码输入听觉信号。例如，掩蔽信号可以对应于要被添加到接受者的环境中的声音上以掩蔽或掩盖由于耳鸣导致的幻觉声音(例如，振铃；嘶嘶声)的声音(例如，白噪声；音乐；图案化声音；基于接受者的耳鸣特性定制的声音)。所得的编码信号(例如，数据信号232)具有与掩蔽贡献(例如，指示为掩蔽幻觉声音而添加的声音)混合的听觉贡献(例如，指示由至少一个麦克风接收的声音)。在某些实施例中，接收输入听觉信号以及用掩蔽信号处理和编码输入听觉信号由信号处理电路装置230来执行。

在操作块530中，方法500还包括向接受者穿戴的听觉假体的致动组件240传输所得的编码信号(例如，数据信号232)。在操作块540中，方法500还包括通过针对实质性变化而监测编码信号(例如，编码信号的幅度或频谱内容中的变化大于或等于预定级别)来识别听觉环境的变化。在某些实施例中，识别听觉环境的变化由接收数据信号232的监测电路装置260来执行。

在操作块550中，方法500还包括测量接受者的皮层响应。在某些实施例中，在检测到听觉环境的实质性变化时触发一个或多个皮层测量(例如，被配置为检测一个或多个MMN响应和/或P100响应)。在某些实施例中，在检测到听觉环境的实质性变化时并在发起皮层测量之前引入可编程延迟，并且可编程延迟在不同接受者之间可以是可变的(例如，考虑不同接受者对变化的不同处理时延)。例如，为了将所测得的皮层响应与传入信号相关，所测得的皮层响应可以在事后被缓冲和对准，或者可以将测量延迟到事件的预期时间以更好地(例如，更容易地)将皮层响应与输入信号关联。在某些实施例中，可编程延迟可以限制被记录的皮层测量数据量。在某些实施例中，皮层测量以时间加权平均进行聚合以减少噪声的影响。示例平均方案可以包括但不限于：

epoch

在某些实施例中，在检测到听觉环境的实质性变化时(例如，如数据信号232中所表达的)，监测电路装置260可以将监测信号262传输到耳鸣分析电路装置270，并测量接受者的皮层响应可以在耳鸣分析电路装置270的控制下由皮层测量组件280来执行，耳鸣分析电路装置270可以接收皮层测量(例如，传感器信号222)。

在操作块560中，方法500还包括针对耳鸣的存在而分析皮层测量。在某些实施例中，将至少一个皮层响应(例如，一个或多个MMN响应和/或P100响应)的幅度与对应的级别或阈值进行比较。在某些实施例中，阈值是预先确定的(例如，先前的校准级别或长期的参考级别)。在某些其他实施例中，阈值被自适应地调整。例如，可以响应于输入/输出比率而自适应地改变阈值。再例如，阈值也可以由次级响应介导(例如，P100阈值可以基于P300幅度介导，反之亦然，因为这些响应都是注意力介导的，但是程度不同)。在某些其他实施例中，不是与对应的级别或阈值进行比较，皮层测量的变化(作为统计异常值)可以被用作耳鸣的指示。

在操作块570中，方法500还包括更新掩蔽信号以在操作块520中与输入听觉信号混合。取决于至少一个皮层响应与对应预定级别的比较，可以更新掩蔽信号的一个或多个特性(例如，幅度；频谱内容)以改善幻觉声音的掩蔽程度。在某些实施例中，分析皮层测量由耳鸣分析电路装置270来执行，该耳鸣分析电路装置270生成指示耳鸣存在或不存在的检测信号272并将检测信号272传输到掩蔽电路装置290。在某些实施例中，更新掩蔽信号由掩蔽电路装置290响应于检测信号272来执行，并且掩蔽电路装置290生成控制信号212(例如，指示要与输入听觉信号混合的掩蔽信号)并且将控制信号212传输到信号处理电路装置230。

图6是根据本文所描述的某些实施例的对掩蔽器中的受控改变提供皮层响应的闭环追踪的另一示例方法600的流程图。方法600包括在本文中关于图5的示例方法500描述的操作块510-570。在操作块610中，方法600还包括在操作块570中更新掩蔽信号之后可控地改变掩蔽信号。在某些实施例中，预定函数被用来可控地改变掩蔽信号(例如，当接受者处于安静的听觉环境中时以伪随机时间)并且被改变的掩蔽信号在操作块520中与输入听觉信号混合。例如，可控地改变掩蔽信号可以包括在以其他方式恒定的掩蔽信号中引入间隙(例如，掩蔽信号减少或为零的相对短的时间段)。在某些实施例中，掩蔽信号的这种改变可以伴随着操作块550中的皮层响应的一个或多个测量的触发。如图6的延迟块620示意性地例示出的那样，可以在与被改变的掩蔽信号将被呈现给接受者时的已知定时相对应的可编程延迟之后(例如，由信号处理电路装置230和致动部件240)执行一个或多个皮层响应测量的触发。在某些实施例中，可控制地改变掩蔽信号由掩蔽电路装置290来执行。

图7是根据本文所描述的某些实施例提供皮层响应包络的闭环追踪以解决注意力变化的另一示例方法700的流程图。更高级别的皮层响应幅度(例如，MMN幅度)是注意力相关的(例如，如果接受者注意听觉刺激，则响应幅度增强)。图7的方法700被配置为通过将颞皮层中的EEG响应(例如，皮层响应的包络)与接受者正在注意的提供给接受者的听觉信号(例如，被递送音频的包络)相关来提供对耳鸣治疗的闭环控制的改善级别。在某些实施例中，注意力行为被用作衡量预期皮层响应(例如，预期皮层MMN响应和/或P100响应)与被递送听觉输出的实质性变化的度量。

方法700包括本文中关于图5的示例方法500描述的操作块510-530和550-570。方法700包括在操作块710中提取递送给接受者的听觉信号的包络(例如，由监测电路装置260执行)并在如图7的延迟块720示意性例示出的可编程延迟之后提供所提取的包络以进行分析(例如，将所提取的包络提供给耳鸣分析电路装置270以进行分析)。在操作块730中，方法700还包括提取所测得的皮层响应的包络(例如，在操作块550中使用皮层测量组件280测量的)并提供所提取的包络以进行分析(例如，提供所提取的包络给耳鸣分析电路装置270以进行分析)。在操作块560中分析耳鸣的存在可以包括比较听觉信号的所提取的包络和所测得的皮层响应的所提取的包络并识别所提取的包络的相关性。在操作块570中更新掩蔽信号(例如，由掩蔽电路装置290执行)可以包括使用关于相关的所提取的包络的信息来生成掩蔽信号的更新，该更新将在操作块520中与输入听觉信号混合。

图8是根据本文所描述的某些实施例的响应于检测到的与耳鸣相关联的痛苦(例如，伽马频带同步)而修改耳鸣治疗的另一示例方法800的流程图。在某些情况下，如果接受者没有注意耳鸣和/或不会因耳鸣而加重，则耳鸣的存在不是需要被治疗的问题，并且在某些时候，掩蔽信号的存在可能对接受者和/或整体治疗有害。在某些实施例中，示例方法800包括监测与痛苦(例如，与耳鸣关联的痛苦)相关联的特征(例如，伽马频带同步和/或β频带同步)的皮层响应并向接受者提供掩蔽信号(例如，施加耳鸣治疗)和/或仅当接受者表现出可能与耳鸣的存在相关联的痛苦迹象时才修改掩蔽信号。

方法800包括在本文中关于图5的示例方法500描述的操作块510-530和550-570。在操作块810中，方法800包括提取关于所测得的皮层响应的伽马频带同步和/或β频带同步的信息(例如，由皮层测量组件580在操作块550中提供)。方法800还包括在操作块560中分析耳鸣的存在(例如，分析针对接受者正在经历可能由于耳鸣导致的痛苦的指示的信息)。例如，操作块560和810可以由耳鸣分析电路装置270来执行。方法800还包括更新操作块570中的掩蔽信号(例如，由掩蔽电路装置290执行)，该掩蔽信号将与操作块520中的输入听觉信号混合。

本文所描述的某些实施例被配置为检测由于搏动性耳鸣(例如，对应于接受者的心跳)导致的搏动性声音和/或幻觉声音并提供对应的治疗。例如，生物监测器220还可以包括心率监测器，其被配置为检测接受者的心跳并提供传感器信号222，该传感器信号222由控制电路装置210使用来调整掩蔽信号的时间特性以治疗(例如，掩蔽；抵消)搏动性声音和/或幻觉声音。

在某些实施例中，生物监测器220包括功能性近红外光谱(fNIRS)监测器，其被配置为利用红外光(例如，不同波长)来检测血液氧合。在某些此类实施例中，光源的fNIRS矩阵位于接受者的皮肤上或被植入在接受者的皮肤内或下方。例如，fNIRS矩阵可以被用于代替EEG电极。虽然fNIRS监测器与脉搏血氧饱和度传感器有一些相似之处，但与脉搏血氧饱和度传感器不同，fNIRS监测器包括多个光源，每个光源都与多个接受者相关联，允许定位发生氧气吸收的大脑部分。增加的氧气利用率与大脑活动水平密切相关，因此在某些实施例中，fNIRS监测器被用来测量与EEG监测器相同的一些现象，但是具有提高的空间分辨率和降低的时间分辨率。虽然fNIRS信号的形态和时间常数与EEG信号的形态和时间常数不同，但在某些实施例中，fNIRS信号被用来识别MMN响应，以及用于追踪低频脑振荡，作为EEG测量的替代方案或者作为脑电图测量的额外补充。

应当了解，本文所公开的实施例不是相互排斥的并且可以以各种布置彼此组合。

本文所描述和要求保护的本发明的范围不受本文所公开的具体示例实施例的限制，因为这些实施例旨在作为本发明的若干方面的说明而非限制。任何等效的实施例都旨在落入本发明的范围内。实际上，除了在本文中示出和描述的那些之外，本发明在形式和细节上的各种修改对于本领域技术人员来说将根据前述描述而变得明显。这种修改也旨在落入权利要求的范围内。本发明的广度和范围不应受本文所公开的任何示例实施例限制，而应仅根据权利要求及其等效物来限定。