CN116194176A - 双模态听力系统中的双耳响度提示保持 - Google Patents

双模态听力系统中的双耳响度提示保持 Download PDF

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Abstract

本文中提供了用于计算双模态听力系统中每个假体的长期响度测量值以及在两侧间交换此信息的技术。该双模态听力系统进行操作以确保该两侧之间的响度差遵循该两侧之间的ILD。换句话说，本文中提供的技术基于在双模态听力系统中的第一听力假体和第二听力假体中的每一者处接收到的输入信号(声音信号)来确定目标响度比。本文中提供的技术还基于输出信号来确定估计耳间响度比，该输出信号将由第一听力假体和第二听力假体中的每一者基于输入信号来生成。调节第一听力假体或第二听力假体中的一者或两者的操作，以便使估计耳间响度比与目标响度比基本匹配。

Description

双模态听力系统中的双耳响度提示保持
技术领域
本发明整体涉及双模态听力系统中的双耳响度提示保持。
背景技术
近几十年来，医疗装置已为接受者提供了广泛的治疗益处。医疗装置可以包括内部或可植入部件/装置、外部或可佩戴部件/装置或其组合(例如具有与可植入部件通信的外部部件的装置)。医疗装置，诸如传统助听器、部分或完全可植入听力假体(例如骨传导装置、机械刺激器、耳蜗植入物等)、起搏器、除颤器、功能性电刺激装置和其他医疗装置，多年来在执行救生和/或生活方式改善功能和/或接受者监测方面一直是成功的。
多年来，医疗装置的类型以及由其执行的功能范围有所增加。例如，有时称为“可植入医疗装置”的许多医疗装置现在通常包括永久或临时植入接受者体内的一个或多个器械、设备、传感器、处理器、控制器或其他功能性机械或电部件。这些功能性装置通常用于诊断、预防、监测、治疗或管理疾病/损伤或其症状，或研究、替换或修改解剖结构或生理过程。这些功能性装置中的许多功能性装置利用从外部装置接收到的功率和/或数据，所述外部装置是可植入部件的部分或与可植入医疗装置协同操作。
发明内容
在本文中提供的一个方面，提供了一种方法。所述方法包括：在位于接受者的第一耳朵处的第一听力假体的一个或多个声音输入装置处接收第一组声音信号，其中所述第一听力假体被配置成将所述第一组声音信号转换成声学刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第一耳朵；在位于所述接受者的第二耳朵处的第二听力假体的一个或多个声音输入装置处接收第二组声音信号，其中所述第二听力假体被配置成将所述第二组声音信号转换成电刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第二耳朵；确定所述声学刺激信号和所述电刺激信号的至少一个目标响度比；确定所述声学刺激信号和所述电刺激信号的至少一个耳间响度比；以及确定对所述第一听力假体或所述第二听力假体中的至少一者的操作的一个或多个调整，以便将所述至少一个耳间响度比与所述至少一个目标响度比匹配。
在本文中提供的另一方面，提供了一种或多种非暂时性计算机可读存储介质。所述一种或多种非暂时性计算机可读存储介质包括指令，所述指令在由至少一个处理器执行时可操作以：基于在双模态听力系统的第一听力假体和第二听力假体中的每一者处接收到的输入信号的响度来计算目标响度比；基于在所述第一听力假体和所述第二听力假体中的每一者处生成的输出信号的响度来计算瞬时响度比；以及设置用于在所述第一听力假体或所述第二听力假体处生成输出信号的增益，使得所述瞬时响度比在所述目标响度比的预定范围内。
在本文中提供的另一方面，提供了一种第一听力假体，其被配置成在双模态听力系统中与第二听力假体一起操作。所述第一听力假体包括：一个或多个声音输入装置，其被配置成接收第一组声音信号；以及一个或多个处理器，其被配置成：将所述第一组声音信号转换成刺激信号以用于递送到接受者的第一耳朵，基于所述第一组声音信号的响度以及在所述第二听力假体处接收到的第二组声音信号的响度来计算目标响度比，基于用于递送到所述接受者的第一耳朵的所述刺激信号的响度以及由所述第二听力假体生成以用于递送到所述接受者的第二耳朵的刺激信号的响度来计算耳间响度比，以及确定用于生成后续刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第一耳朵的经调整增益设置，所述经调整增益设置将致使所述耳间响度比与所述目标响度比基本匹配。
附图说明
在本文中结合附图描述本发明的实施实施方案，其中：
图1A是双模态听力系统的示意图，在该双模态听力系统中可以实现本文中提供的实施方案；
图1B是佩戴图1A的双模态听力系统的接受者的侧视图；
图1C是图1A的双模态听力系统的部件的示意图；
图1D是形成图1A的双模态听力系统的部分的耳蜗植入物的框图；
图1E是形成图1A的双模态听力系统的部分的助听器的框图；
图2是根据本文中提供的特定实施方案的示例方法的流程图；
图3是示出根据本文中提供的特定实施方案的另一示例方法的流程图；
图4是示出根据本文中提供的特定实施方案的另一示例方法的流程图；
图5是根据本文中提供的特定实施方案的形成双模态听力系统的部分的示例听力假体的功能框图；
图6是根据本文中提供的特定实施方案的形成双模态听力系统的部分的示例听力假体的功能框图；
图7是示出根据本文中提供的特定实施方案的用于确定双模态听力系统中的助听器和耳蜗植入物的目标响度比的技术的功能框图；
图8是示出根据本文中提供的特定实施方案的用于确定双模态听力系统中的助听器和耳蜗植入物的目标响度比的替代技术的功能框图；并且
图9是根据本文中提供的特定实施方案的示例方法的流程图。
具体实施方式
近几十年来，医疗装置和医疗装置系统(例如包括多种可植入医疗装置)已经为接受者提供了广泛的治疗益处。例如，听力假体系统(听力系统)是一种可植入医疗装置系统，其包括一个或多个听力假体，该一个或多个听力假体操作以将声音信号转换成声学刺激信号、机械刺激信号和/或电刺激信号中的一者或多者以用于递送到接受者。可形成听力系统的部分的一个或多个听力假体包括例如助听器、耳蜗植入物、中耳刺激器、骨传导装置、脑干植入物、电声耳蜗植入物或电声装置，以及向接受者提供声学、机械和/或电刺激的其他装置。
在本文中称为“双耳听力假体系统”或更简单地称为“双耳听力系统”的一种特定类型的听力假体系统包括两个听力假体，其中两个听力假体中的一个听力假体定位在接受者的每只耳朵处。在双耳系统中，两个假体中的每个假体向接受者的两只耳朵中的一只耳朵(即接受者的右耳或左耳)提供刺激。
双耳听力系统一般可分类为“双侧”听力系统或“双模态”听力系统。双侧听力系统是其中两个听力假体向接受者提供相同类型/模式的刺激的系统。例如，双侧听力系统可包括两个耳蜗植入物、两个助听器、两个骨传导装置等。相比之下，双模态听力系统是其中两个听力假体向接受者的每只耳朵提供不同类型/模式的刺激的系统。例如，双模态系统可包括位于接受者的第一耳朵处的耳蜗植入物以及位于接受者的第二耳朵处的助听器、位于接受者的第一耳朵处的耳蜗植入物以及位于接受者的第二耳朵处的骨传导装置等。
在正常听力中，左/右声音定位的主要双耳提示是耳间(Interaural)(耳间(Inter-aural))声级差(ILD)和耳间(耳间)时间差(ITD)。诸如双侧耳蜗植入系统(例如两个耳蜗植入物)的双侧听力系统的主要益处在于，这类系统可以向接受者提供ILD(耳间声级差)提示。也就是说，由于在两个假体处使用类似的信号处理技术，因而双侧听力系统可以可靠地将ILD测量值映射到两只耳朵间的响度差。然而，由于双模态听力系统由具有不同类型的输出刺激(输出信号)以及相应地不同类型的信号处理的两种不同类型的听力假体构成，因而常规双模态听力系统不能以可靠方式将ILD测量值映射到响度差。由此，在常规双模态系统中，即使没有任何头影，在两只耳朵间也存在响度失配。在有头影的情况下，两只耳朵间的响度差变得甚至更加不一致(例如在特定情形下更好，在其他情形下更差，但总体上不一致)。
由此，本文中提供了用于计算双模态听力系统中每个假体的长期响度测量值以及在两侧间交换此信息的技术。该双模态听力系统进行操作以确保该两侧之间的响度差遵循该两侧之间的ILD。换句话说，本文中提供的该技术基于在双模态听力系统中的第一听力假体和第二听力假体中的每一者处接收到的输入信号(声音信号)来确定目标响度比。本文中提供的该技术还基于输出信号来确定估计耳间响度比，该输出信号将由该第一听力假体和该第二听力假体中的每一者基于该输入信号来生成。调节该第一听力假体或该第二听力假体中的一者或两者的操作，以便使该估计耳间响度比与该目标响度比基本匹配/对准。
仅为了易于描述，本文中提供的技术在本文中主要参考特定医疗装置系统，即包括耳蜗植入物和助听器的双模态听力系统来描述。然而，应了解，本文中提供的技术也可以与多种其他可植入医疗装置系统一起使用。例如，本文中提供的技术可以与其他听力系统一起使用，这些听力系统包括耳蜗植入物、中耳听觉假体(中耳植入物)、骨传导装置、直接声学刺激器、电声假体、听觉大脑刺激器系统等中的任一者的组合。本文中提供的技术也可以与包括(comprise)或包括(include)以下的系统一起使用：耳鸣治疗装置、前庭装置(例如前庭植入物)、视觉装置(即仿生眼)、传感器、起搏器、药物递送系统、除颤器、功能性电刺激装置、导管、癫痫装置(例如用于监测和/或治疗癫痫事件的装置)、睡眠呼吸暂停装置、电穿孔装置等。
图1A至图1E是示出被配置成实现本文中提供的技术的一个示例双模态听力系统100的图式。如图1A和图1B中所示出，双模态听力系统100包括耳蜗植入物102和助听器115。图1A和图1B是在接受者的左耳141R佩戴耳蜗植入物102并且在接受者的右耳141R佩戴助听器150的接受者的示意图，而图1C是示出与接受者的头部101分离的耳蜗植入物102和助听器150中的每一者的示意图。
如图1C中所示出，耳蜗植入物102包括被构造成直接或间接附接到接受者的身体的外部部件104，以及被构造成植入接受者的头部101中的可植入部件112。外部部件104包括声音处理单元106，而可植入部件112包括内部线圈114、刺激器单元142和植入接受者左耳蜗(图1C中未示出)的细长刺激组件(电极阵列)116。助听器150包括声音处理单元152和耳内(ITE)部件154。
在图1A至图1E的实施方案中，助听器150(例如声音处理单元152)和耳蜗植入物102(例如声音处理单元106)通过有线或无线通信信道/链路148彼此通信。通信信道148是双向通信信道，并且可以是例如磁感应(MI)链路；短程无线链路，诸如使用2.4至2.485吉兆赫(GHz)的工业、科学和医疗(ISM)波段中的短波长超高频(UHF)无线电波进行通信的
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图1D是示出耳蜗植入物102的进一步细节的框图，而图1E是示出助听器150的进一步细节的框图。如所指出，耳蜗植入物102的外部部件104包括声音处理单元106。声音处理单元106包括被配置成接收输入信号(例如声音或数据信号)的一个或多个输入装置113。在图1D的示例中，一个或多个输入装置113包括一个或多个声音输入装置118(例如麦克风、音频输入端口、拾音线圈等)、一个或多个辅助输入装置119(例如音频端口，诸如直接音频输入(DAI)、数据端口，诸如通用串行总线(USB)端口、电缆端口等)以及无线发射器/接收器(收发器)120。然而，应了解，一个或多个输入装置113可包括额外类型的输入装置和/或更少的输入装置(例如可以省略无线收发器120和/或一个或多个辅助输入装置119)。
声音处理单元106还包括紧密耦合的发射器/接收器(收发器)122(称为射频(RF)收发器122)、电源123和处理模块124。处理模块124包括一个或多个处理器125和存储器126，该存储器包括双模态声音处理逻辑128。在图1A至图1E的示例中，声音处理单元106是耳外(OTE)声音处理单元(即具有大致圆柱形形状并且被配置成磁耦合到接受者头部的部件)。然而，应了解，本文中提供的技术的实施方案可由具有其他布置的声音处理单元来实现，诸如由被构造成附接到接受者耳朵并且被佩戴在接受者耳朵附近的耳后(BTE)声音处理单元来实现，该耳后声音处理单元包括迷你或微型BTE单元、被构造成位于接受者耳道中的耳道内单元、体戴式声音处理单元等。
可植入部件112包括均被构造成植入接受者的皮肤/组织(组织)115之下的植入物主体(主模块)134、导线区域136和耳蜗内刺激组件116。植入物主体134一般包括气密密封外壳138，在该气密密封外壳中设置有RF接口电路系统140和刺激器单元142。植入物主体134还包括内部/可植入线圈114，该内部/可植入线圈一般在外壳138外部，但经由气密馈通(图1D中未示出)连接到收发器140。
如所指出，刺激组件116被构造成至少部分地植入接受者耳蜗中。刺激组件116包括多个纵向隔开的耳蜗内电刺激触点(电极)144，该耳蜗内电刺激触点共同形成用于将电刺激(电流)递送到接受者耳蜗的触点或电极阵列146。
刺激组件116延伸穿过接受者耳蜗中的开口(例如耳蜗开窗、圆窗等)，并且具有经由导线区域136和气密馈通(图1D中未示出)连接到刺激器单元142的近侧端部。导线区域136包括将电极144电耦合到刺激器单元142的多个导体(导线)。
如所指出，耳蜗植入物102包括外部线圈108和可植入线圈114。线圈108和114通常是各自包括多匝电绝缘的单股或多股铂线或金线的线状天线线圈。一般来说，磁体相对于外部线圈108和可植入线圈114中的每一者固定。相对于外部线圈108和可植入线圈114固定的磁体有助于外部线圈108与可植入线圈114的操作对准。线圈的此操作对准使得外部部件104能够经由在外部线圈108与可植入线圈114之间形成的紧密耦合的无线链路向可植入部件112发射数据以及可能的功率。在特定示例中，紧密耦合的无线链路是射频(RF)链路。然而，可使用各种其他类型的能量传递(诸如红外(IR)、电磁、电容和电感传递)以将功率和/或数据从外部部件传递到可植入部件，并且由此，图1D仅示出了一种示例布置。
如上文所指出，声音处理单元106包括处理模块124。处理模块124被配置成将所接收到的输入信号(在输入装置113中的一个或多个输入装置处接收到)转换成用于刺激接受者的第一耳朵(例如右耳)141R的输出信号(即处理模块124被配置成对在声音处理单元106处接收到的输入信号执行声音处理)。换句话说，一个或多个处理器125被配置成执行存储器126中的双模态声音处理逻辑128，以将所接收到的输入信号转换成表示用于递送到接受者的电刺激的输出信号。如下文进一步描述，双模态声音处理逻辑128在被执行时与助听器150中的对应双模态声音逻辑(即双模态声音处理逻辑168)一起操作，以将耳间声级差(ILD)提示映射到接受者的耳间响度差提示。
在图1D的实施方案中，输出信号被提供给RF收发器122，该RF收发器经由外部线圈108和可植入线圈114将输出信号经皮传递(例如以编码方式)到可植入部件112。也就是说，输出信号145经由可植入线圈114在RF接口电路系统140处被接收，并且被提供给刺激器单元142。刺激器单元142被配置成利用输出信号来生成电刺激信号(例如电流信号)，以用于经由一个或多个刺激触点144递送到接受者耳蜗。以此方式，耳蜗植入物102绕过通常将声学振动转换成神经活动的缺失或有缺陷的毛细胞，以致使接受者感知到所接收到的声音信号的一个或多个分量的方式，电刺激接受者的听觉神经细胞。
如上文所指出并且如图1E中所示出，助听器150包括声音处理单元152和耳内(ITE)部件154。声音处理单元152包括被配置成接收输入信号(例如声音或数据信号)的一个或多个输入装置153。在图1E的示例中，一个或多个输入装置153包括一个或多个声音输入装置158(例如麦克风、音频输入端口、拾音线圈等)、一个或多个辅助输入装置159(例如音频端口，诸如直接音频输入(DAI)、数据端口，诸如通用串行总线(USB)端口、电缆端口等)以及无线发射器/接收器(收发器)160。然而，应了解，一个或多个输入装置153可包括额外类型的输入装置和/或更少的输入装置(例如可以省略无线收发器160和/或一个或多个辅助输入装置159)。
声音处理单元152还包括电源163和处理模块164。处理模块164包括一个或多个处理器165和存储器166，该存储器包括双模态声音处理逻辑168。
如所指出，助听器150还包括ITE部件154。ITE部件154包括耳模169以及设置在耳模中的声学接收器170。耳模169被构造成定位/插入接受者的耳道中并保持在其中。声学接收器170经由电缆171电连接到声音处理单元152。
如上文所指出，声音处理单元152包括处理模块164。处理模块164被配置成将所接收到的输入信号(在输入装置153中的一个或多个输入装置处接收到)转换成用于刺激接受者的第二耳朵(例如左耳)141L耳的输出信号(即处理模块164被配置成对在声音处理单元152处接收到的输入信号执行声音处理)。换句话说，一个或多个处理器165被配置成执行存储器166中的双模态声音处理逻辑168，以将所接收到的输入信号转换成表示用于递送到接受者的声学刺激的已处理信号。
在图1E的实施方案中，已处理信号被提供给声学接收器170(经由电缆171)，该声学接收器继而声学刺激第二耳朵141L。也就是说，已处理信号在被递送到声学接收器170时致使声学接收器将声学刺激信号(声学输出信号)递送到接受者的耳朵。声学刺激信号引起耳膜的振动，该振动又引起耳蜗流体的运动，从而致使接受者感知到在一个或多个输入装置153处接收到的输入信号。如下文进一步描述，双模态声音处理逻辑168在被执行时与耳蜗植入物102中的对应双模态声音处理逻辑128一起操作，以确保耳间声级差(ILD)提示被可靠地映射到接受者的两只耳朵间的耳间响度差。
概括地说，图1D至图1E示出双模态听力系统100，其中接受者的第一耳朵141R被电刺激(例如使用电刺激信号以在第一耳朵处唤起听觉)。然而，在双模态听力系统100中，接受者的第二耳朵141L被声学刺激(例如使用声学刺激信号以在第二耳朵处唤起听觉)。
如上文所指出，在正常听力中，左/右声音定位的主要双耳提示是耳间声级差(ILD)和耳间时间差(ITD)。双侧耳蜗植入系统的主要益处在于，这类系统可以向接受者提供与所观测到的ILD提示一致的耳间响度差。然而，由于形成双模态系统的两个听力假体向接受者递送不同类型的刺激，因而两个听力假体一般使用不同的处理策略来生成那些不同类型的刺激。由于使用不同的处理策略，因而ILD测量结果(测量值)并没有可靠地映射到响度差。也就是说，归因于每个假体处所涉及的不同处理，现有的双模态系统并没有向接受者提供正确的ILD提示。例如，耳蜗植入物一般具有比助听器小得多的动态范围，并且利用不同的响度增长功能。即使没有任何头影，在两只耳朵间也存在响度失配。在有头影的情况下，两只耳朵间的响度差变得甚至更加不一致(例如在特定情形下更好，在其他情形下更差，但总体上不一致)。
在包括助听器和耳蜗植入物的双模态听力系统中，助听器和耳蜗植入物通常独立地“适配”于接受者(例如针对接受者独立地配置)，以便使可听度最大化。另外，可用于响度感知的动态范围通常在助听器与耳蜗植入物之间是失配的，响度的增长率在两只耳朵间以及在不同接受者间可能是不同的，并且归因于不同的设计目标，助听器和耳蜗植入物以不同方式对信号进行处理。所有这些失配使得难以利用诸如ILD的双耳提示，并且因此使得双模态听力系统的接受者难以恰当地确定声音信号源的位置。因此，至少在特定听音环境中，在双模态听力系统中保持双耳ILD提示将是有利的。
由此，本文中提供使得双模态听力系统能够向接受者提供ILD提示的技术，尽管在假体之间存在不同的处理策略和其他失配(例如不同的动态范围、不同的响度增长率等)。更具体地，在图1A至图1E的示例中，耳蜗植入物102和助听器150各自被配置成接收声音信号，以及确定输入信号和输出信号的对应响度测量值(响度估计值)。这些估计值又用于确定对助听器150或耳蜗植入物102中的一者或两者的操作(例如增益设置)的调整，以确保在假体中的每个假体处捕获到的声音之间的响度差遵循ILD。
图2是示例方法272的流程图，该流程图示出本文中提供的用于在双模态听力系统中保持两只耳朵(两个听力假体)间的ILD提示的技术的进一步细节。为了易于描述，将参考包括耳蜗植入物102和助听器150的图1A至图1E的双模态听力系统100来描述图2。然而，如本文中别处所指出，应了解，本文中提供的技术可以在具有不同假体、不同布置等的其他双模态听力系统中实现。还应了解，图2中所示出的步骤/操作的特定次序是例示性的，并且在特定实施方案中，步骤/操作可以以不同的次序执行、组合、进一步分离等。
在图2的示例中，方法272开始于274，其中助听器150和耳蜗植入物102接收输入信号(例如输入声学信号)。在276处，助听器150和耳蜗植入物102各自确定声音信号的“目标响度比”(TLR)。如下文进一步描述，目标响度比基于两个装置/耳朵的输入处的信号来确定，并且表示正常听力收听者所体验到的响度比。换句话说，目标响度比表示赖以确保在两只耳朵间保持ILD提示的基础事实测量值。目标响度比是ILD测量值的函数。对于双耳装置，到达两只耳朵的声音信号的电平可能不同，这使得两只耳朵处的响度估计值不同。因此，目标响度比(其为两只耳朵之间的响度估计值的比率)跟踪两只耳朵之间的声级差或ILD测量值。换句话说，ILD测量值被映射到响度差的比率，并且为双耳连接的双模态装置提供基础事实。如前文所描述，听力辅助装置具有许多限制，包括有限的动态范围、不同的信号处理目标、不同的临床适配以独立地使每只耳朵中的可听度最大化。这些限制使得装置的输出端处的已处理信号与在这些装置的输入端处观测到的信号相比具有不同的电平/响度。然而，测量两只耳朵之间的响度比率使得装置能够在其限制内操作，但仍然提供调整一个或两个装置上的电平的能力，使得装置的输出端处的响度比率测量值与装置的输入端处的比率(即目标响度比)匹配。这使得能够递送并感知ILD提示，同时仍然在各个装置的限制内操作。
在图2的实施方案中，在助听器150和耳蜗植入物102中的每一者处确定目标响度比。在耳蜗植入物102处确定的目标响度比被称为耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)，并且在助听器150处确定的目标响度比被称为助听器目标响度比(TLRHA)。应了解，在特定实施方案中，目标响度比可以仅在助听器150处或者仅在耳蜗植入物102处被确定。
在278处，助听器150和耳蜗植入物102确定分别从助听器150和耳蜗植入物102处的声音信号生成的声学输出信号和电输出信号的响度的估计“瞬时响度比”或“耳间响度比”。也就是说，如下文进一步描述，耳间响度比是分别从助听器150和耳蜗植入物102处的输入生成的声学输出信号和电输出信号的估计响度比。耳间响度比可以在助听器150和耳蜗植入物102中的每一者处被确定，并且在耳蜗植入物102处确定的耳间响度比被称为耳蜗植入物耳间响度比(ILoRCI)，并且在助听器150处确定的耳间响度比被称为助听器耳间响度比(ILoRHA)。应了解，在特定实施方案中，耳间响度比可以仅在助听器150处或者仅在耳蜗植入物102处被确定。
在280处，助听器150和/或耳蜗植入物102确定对声音处理设置的一个或多个调整，以便将耳间响度比与目标响度比匹配(例如确定对装置操作的一个或多个调整，使得耳间响度比与目标响度比基本相同)。在特定实施方案中，助听器150和/或耳蜗植入物102可调整用于生成输出信号(声学或电刺激信号)的增益设置，以便将瞬时响度比与目标响度比匹配。
应了解，在276、278和280中的每一者处执行的操作可包括或使用来自助听器150和/或耳蜗植入物102中的一者或两者的信息。如上文所指出，双模态听力系统100包括双向通信信道148，该双向通信信道可用于根据需要在助听器150与耳蜗植入物102之间交换任何信息/数据以用于这些操作和其他操作。为了易于描述，用于在助听器150与耳蜗植入物102之间交换数据的步骤在本文中一般被省略。
下文提供了在276、278和280中的每一者处执行的操作的进一步细节。更具体地说，图3是示出在助听器150处执行的方法272的各方面的进一步细节的流程图，而图4是在耳蜗植入物102处执行的方法272的各方面的进一步细节的流程图。为了易于描述，图3中所示出的方法将被称为方法372，而图4中所示出的方法将被称为方法472。在这些示例中，方法372和472分别在助听器150和耳蜗植入物102处并行(例如实时)执行。应了解，在替代实施方案中，可以仅执行方法372或仅执行方法472来保持ILD提示。
首先参考图3，方法372开始于376，其中助听器150(例如执行双模态声音处理逻辑168的一个或多个处理器165)计算/确定助听器目标响度比(TLRHA)。如所示出，助听器150根据助听器的输入端处的响度(LI HA)和耳蜗植入物的输入端处的响度(LI CI)(例如根据在助听器150和耳蜗植入物102中的每一者处接收到的输入信号的响度)来计算助听器目标响度比。在助听器处接收到的输入信号的响度(LI HA)以及在耳蜗植入物处接收到的输入信号的响度(LI CI)分别在助听器150和耳蜗植入物102处被确定，并且经由双侧通信信道148进行交换。
在378处，助听器150计算/确定助听器耳间响度比(ILoRHA)。如所示出，助听器150根据助听器的估计声学输出响度(LO HA)和耳蜗植入物的估计输出响度(LO CI)来计算助听器耳间响度比。助听器的估计声学输出响度(LO HA)(其在本文中有时被称为声学输出响度)是在助听器150处从输入信号生成的声学输出信号的估计响度(即在助听器处理之后的输出响度)。耳蜗植入物的估计输出响度(LO CI)(其在本文中有时被称为电输出响度)是在耳蜗植入物102处从输入信号生成的电输出信号的估计响度(即在耳蜗植入物处理之后的输出响度)。助听器的估计输出响度(LO HA)和耳蜗植入物的估计输出响度(LO CI)分别在助听器150和耳蜗植入物102处被确定，并且经由双侧通信信道148进行交换。
在380处，助听器目标响度比(TLRHA)和耳间响度比(ILoRHA)用于确定是否应调整助听器150的操作/设置，以使耳间响度比(ILoRHA)与助听器目标响度比(TLRHA)匹配。也就是说，如上文所指出，助听器目标响度比(TLRHA)表示一种响度比，当存在于分别在助听器150和耳蜗植入物102处被递送到接受者的声学刺激信号与电刺激信号之间时，该响度比将向接受者提供ILD提示，从而使得接受者能够对输入信号进行定位(例如确定输入信号的源方向)。相比之下，耳间响度比(ILoRHA)表示被估计存在于助听器150的输出端处的响度比。因此，本文中提供的技术用于根据需要调整助听器150(或耳蜗植入物102)的操作，以使耳间响度比(ILoRHA)与助听器目标响度比(TLRHA)基本匹配。如本文中所使用，使耳间响度比(ILoRHA)与助听器目标响度比(TLRHA)“基本匹配”是指调整助听器150和/或耳蜗植入物102的操作，使得耳间响度比(ILoRHA)在助听器目标响度比(TLRHA)的所选(例如预定)数值范围内。
返回到图3的特定示例，380的操作首先包括381处的操作，其中助听器150确定耳间响度比(ILoRHA)是否比助听器目标响度比(TLRHA)大所选量(Δ)。如果耳间响度比(ILoRHA)比助听器目标响度比(TLRHA)大超过所选量，则方法372进行到382，其中由助听器150用于从输入信号生成声学刺激信号的增益被减小/降低。
如果在381处确定耳间响度比(ILoRHA)并不比助听器目标响度比(TLRHA)大超过所选量，则方法372进行到383，其中助听器150确定耳间响度比(ILoRHA)是否比助听器目标响度比(TLRHA)小相同或不同的所选量(Δ)。如果耳间响度比(ILoRHA)比助听器目标响度比(TLRHA)小超过所选量，则方法372进行到384，其中由助听器150用于从输入信号生成声学刺激信号的增益被增大。
如果在383处确定耳间响度比(ILoRHA)并不比助听器目标响度比(TLRHA)小超过所选量，则方法372进行到385，其中由助听器150用于从输入信号生成声学刺激信号的增益保持不变。
如所指出，在图3的特定示例中，380的操作被示出为包括操作381、382、383、384和385。应了解，操作的此特定分离和次序仅仅是例示性的，并且380处的操作可以以不同的次序执行、组合、进一步分离、包括额外操作等。例如，381和383处的确定可被组合成单一确定，其中所得动作对应于382或384。
接下来参考图4，方法472开始于476，其中耳蜗植入物102(例如执行双模态声音处理逻辑128的一个或多个处理器125)计算/确定耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)。如所示出，耳蜗植入物102根据助听器的输入端处的响度(LI HA)和耳蜗植入物的输入端处的响度(LI CI)(例如根据在助听器150和耳蜗植入物102中的每一者处接收到的输入信号的响度)来计算耳蜗植入物目标响度比。如上文所指出，在助听器处接收到的输入信号的响度(LI HA)以及在耳蜗植入物处接收到的输入信号的响度(LI CI)分别在助听器150和耳蜗植入物102处被确定，并且经由双侧通信信道148进行交换。
在478处，耳蜗植入物102计算/确定耳蜗植入物耳间响度比(ILoRCI)。如所示出，耳蜗植入物102根据助听器的估计输出响度(LO HA)和耳蜗植入物的估计输出响度(LO CI)来计算耳蜗植入物耳间响度比。如上文所指出，助听器的估计输出响度(LO HA)和耳蜗植入物的估计输出响度(LO CI)分别在助听器150和耳蜗植入物102处被确定，并且经由双侧通信信道148进行交换。
在480处，耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)和耳间响度比(ILoRCI)用于确定是否应调整耳蜗植入物102(或助听器150)的设置/操作，以使耳间响度比(ILoRCI)与耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)匹配。也就是说，如上文所指出，耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)表示一种响度比，当存在于分别在助听器150和耳蜗植入物102处被递送到接受者的声学刺激信号与电刺激信号之间时，该响度比将向接受者提供ILD提示，从而使得接受者能够对输入信号进行定位(例如确定输入信号的源方向)。相比之下，耳间响度比(ILoRCI)表示被估计存在于耳蜗植入物102的输出端处的响度比。因此，本文中提供的技术用于根据需要调整耳蜗植入物102(或助听器150)的操作，以使耳间响度比(ILoRCI)与助听器目标响度比(TLRCI)基本匹配。
在图4的特定示例中，480的操作首先包括481处的操作，其中耳蜗植入物102确定耳间响度比(ILoRCI)是否比耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)大所选量(Δ)。如果耳间响度比(ILoRCI)比助听器目标响度比(TLRCI)大超过所选量，则方法472进行到482，其中由耳蜗植入物102用于从输入信号生成电刺激信号的增益被减小/降低。
如果在481处确定耳间响度比(ILoRCI)并不比助听器目标响度比(TLRCI)大超过所选量，则方法472进行到483，其中耳蜗植入物102确定耳间响度比(ILoRCI)是否比耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)小相同或不同的所选量(Δ)。如果耳间响度比(ILoRCI)比耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)小超过所选量，则方法472进行到484，其中由耳蜗植入物102用于从输入信号生成电刺激信号的增益被增大。
如果在483处确定耳间响度比(ILoRCI)并不比助听器目标响度比(TLRCI)小超过所选量，则方法472进行到485，其中由耳蜗植入物102用于从输入信号生成电刺激信号的增益保持不变。
如所指出，在图4的特定示例中，480的操作被示出为包括操作481、482、483、484和485。应了解，操作的此特定分离和次序仅仅是例示性的，并且480处的操作可以以不同的次序执行、组合、进一步分离、包括额外操作等。例如，481和483处的确定可被组合成单一确定，其中所得动作对应于482或484。
仅为了易于描述，已基本上独立地描述了方法372和472。然而，应了解，在特定实施方案中，方法372和472可以基本上并行和/或协作地执行。例如，助听器150和耳蜗植入物102可以交换指示对处理设置进行的调整(例如增益)的数据，或者指示对处理设置的潜在或建议的调整的数据。助听器150和/或耳蜗植入物102可使用此信息来确定是否应该进行对处理设置的调整以及/或者如何确定待进行的调整量。
例如，耳蜗植入物102可在481处确定耳间响度比(ILoRCI)比耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)大所选量(Δ)，并且在482处应实现增益的减小。然而，在减小增益之前，耳蜗植入物102可接收指示助听器150已增加或者打算增加在助听器150处使用的增益的数据。由此，耳蜗植入物102可确定耳蜗植入物102处的增益减小是不必要的，并且/或者确定应实现更小的增益减小。在这类实施方案中，助听器150和耳蜗植入物102可以主-从类型的布置进行操作，其中装置中的一个装置(例如耳蜗植入物)对在另一装置处进行的调整作出反应。
如所指出，图3和图4总体上已被描述为在双模态听力系统100中的每个假体处执行本文中提供的技术。然而，应了解，在特定实施方案中，本文中提供的技术可以仅在假体中的一个假体处执行。例如，耳蜗植入物102可被配置成在不执行本文中提供的技术的情况下操作，而方法372在助听器150处实现。在这种示例中，只有助听器150将调整设置/操作，以便将耳间响度比(ILoRHA)与响度比(TLRHA)匹配。耳蜗植入物102仍将向助听器150提供数据，以用于确定耳间响度比(ILoRHA)和/或目标响度比(TLRHA)。
一般来说，ILD和/或响度测量值可根据需要在两只耳朵间进行交换，以获得基础事实信息，并且在相应耳朵中进行必要的修改。然而，应了解，响度计算不需要连续发生，而是可以周期性地被确定，以及/或者当耳蜗植入物102和/或助听器150检测到声学环境发生变化时被确定。声学环境的变化可包括例如扬声器的变化、扬声器位置的变化、检测到额外扬声器、检测到背景噪声、检测到背景噪声的变化、声音分类的变化等。
如上文所指出，可调整耳蜗植入物102和/或助听器150的一个或多个设置/操作，以便使耳间响度比(ILoR)与目标响度比(TLR)匹配。在特定实施方案中，调整耳蜗植入物102和/或助听器150的增益设置，以便使耳间响度比(ILoR)与响度比(TLR)匹配。增益设置调整可以是宽带增益调整(例如跨频谱调整增益设置)或窄带增益调整(例如仅在一个或多个所选频带中调整增益)。窄带增益调整可例如仅在于假体中的每个假体处具有较大动态范围的频带中进行。
尽管进行增益调整一般是为了使耳间响度比(ILoR)与响度比(TLR)匹配，但增益调整也可能受到其他因素的影响/控制。例如，增益调整还可基于：耳蜗植入物102和/或助听器150的动态范围；接受者偏好(例如可以是具有有限动态范围的耳朵)；信噪比(SNR)测量值、背景噪声的位置、声源的位置等。
应了解，当由于响度测量值达到该装置可能的饱和限值而不能进一步调整增益时，发生饱和。在特定实施方案中，耳蜗植入物102和助听器150可被配置成检测饱和何时发生，以及向对侧假体发射饱和通知。饱和通知指示不能在该装置上再调整增益，并且向该装置中的一个装置请求相对装置。在特定实施方案中，还可以在两侧上以同一因子缩放信号，以获得额外的净空来达到目标响度比。
在特定实施方案中，查找表可以存储在助听器150上，并且/或者耳蜗植入物102将窄带信道中的dBSPL电平映射到响度。可以为每个接受者测量这些值，并且将这些值存储在存储器中，并且用于执行图2、图3或图4的一个或多个操作(例如更快地和/或以更少的处理来实现上文描述的步骤中的一些步骤)。
一般来说，本文中提供的技术在以下前提下操作：正常听力响度目标可能无法在双模态听觉系统中针对所有接受者以及在两只耳朵间实现。由此，保持耳朵之间的响度比，而不是保持实际响度。因此，在两侧上调整增益(或其他设置)，使得所得响度落在每只耳朵的动态范围内，并且产生与使用原始响度测量值在两只耳朵间获得的响度比相同的响度比。结果是提供双耳ILD提示的能力，尽管可能以降低一只或两只耳朵的可听度为代价。
例如，“宋(sone)”是度量声音的感知响度的响度单位，即该响度单位度量声音的主观特征，而不是诸如dB SPL(声压级)的客观测量尺度。一宋被定义为在40dB SPL下1kHz音调的响度。在宋尺度上，由收听者判断为两倍响的音调具有2宋的响度，三倍响的音调将为3宋，以此类推。例如，2宋的1kHz音调是1宋的1kHz音调的两倍响。类似地，4宋的1kHz音调是2宋音调的两倍响，或者是1宋音调的四倍响。
在本文中提供的技术的一个示例中，左耳和右耳上的刺激的真实响度各自分别是八(8)宋和四(4)宋(即左耳上的目标响度比为2)。如果左耳的动态范围对于该特定刺激仅可达到6宋，则将调整增益，使得右耳的响度为3宋，以使得在耳朵间维持同一响度比。
图5是示出助听器150的功能块的功能框图，该助听器被配置成实现本文中提供的技术(例如用于处理模块164以及执行双模态声音处理逻辑168的功能布置)。具体地说，图5示出助听器150的功能块，该功能块被配置成执行上文参考图3描述的方法372的操作。
如所示出，在此示例中，助听器150在功能上包括助听器(HA)处理块/模块590、声学响度估计块592、增益确定单元594、目标响度比确定块596和主控块598。图5中还示出声学接收器170。
在图5的实施方案中，输入信号(XHA)589在助听器150的一个或多个声音输入装置处被接收，并且被提供给助听器处理块590。输入信号589也被提供给目标响度比确定块596。
助听器处理块590处理输入信号(例如根据预定的声音处理设置)，并且生成已处理信号591。已处理信号591被提供给声学接收器170，以用于递送到接受者以及递送到声学响度估计块592。声学响度估计块592被配置成使用声学响度模型来确定/计算助听器的声学输出响度(LO HA)。
如所指出，输入信号589被提供给目标响度比确定块596。目标响度比确定块596被配置成部分地基于输入信号589来确定助听器目标响度比(TLRHA)。如下文进一步描述，在特定实施方案中，目标响度比确定块596可被配置成基于输入信号589和所确定的ILD来确定助听器目标响度比。可替代地，也如下文进一步描述，目标响度比确定块596可被配置成基于输入信号589、在助听器(LI HA)处接收到的输入信号的响度以及在耳蜗植入物(LI CI)处接收到的输入信号的响度来确定助听器目标响度比。在目标响度比确定块596处对助听器目标响度比的确定也可以受到来自主控块598的信号/数据的控制，或者基于该信号/数据。
所确定的助听器目标响度比连同声学输出响度(LO HA)和电输出响度(LO CI)一起被提供给增益确定单元594。如上文所指出，声学输出响度和电输出响度用于生成耳间响度比(ILoRHA)，该耳间响度比与助听器目标响度比(TLRHA)一起被用于确定是否需要对助听器的操作进行调整，以便保持与输入信号589相关联的ILD提示。块594处的确定也可以受到来自主控块598的信号/数据的控制，或者基于该信号/数据。
在图5的示例中，耳间响度比(ILoRHA)和助听器目标响度比(TLRHA)用于确定增益593，以用于生成已处理信号591。如上文所描述，由增益确定单元594生成的增益593可以是用于将耳间响度比(ILoRHA)与助听器目标响度比(TLRHA)匹配的经调整增益(例如增加的增益或减小的增益)。如图5中所示出，增益593可在助听器处理块590之前或之后被应用。在助听器处理之前应用增益593的优点在于，增益593是在输入信号589通过针对信号的修改电平的预定助听器增益规定之前被应用。这确保了增益593根据接受者的个人听力特性来处理，并且确保了增益593不会使得信号的电平在所有频率区域上均匀增加。另外，助听器处理一般包括用于确保输出信号低于最大可能输出(MPO)的算法。
图6是示出耳蜗植入物102的功能块的功能框图，该耳蜗植入物被配置成实现本文中提供的技术(例如用于处理模块124以及执行双模态声音处理逻辑128的功能布置)。具体地说，图6示出耳蜗植入物102的功能块，该耳蜗植入物被配置成执行上文参考图4描述的方法472的操作。
如所示出，在此示例中，耳蜗植入物102在功能上包括耳蜗植入物(CI)处理块/模块690、电响度估计块692、增益确定单元694、目标响度比确定块696和主控块698。图6中还示出了表示耳蜗植入物102的可植入部件112的块。
如图6中所示出，输入信号(XCI)689在耳蜗植入物102的一个或多个声音输入装置处被接收，并且被提供给耳蜗植入物处理块690。输入信号689也被提供给目标响度比确定块696。
耳蜗植入物处理块690处理输入信号(例如根据预定的声音处理设置)，并且生成已处理信号691。已处理信号691被提供给可植入部件112，以用于生成用于递送到接受者以及电响度估计块692的电刺激信号。电响度估计块692被配置成使用电响度模型来确定/计算耳蜗植入物的电输出响度(LO CI)。
如所指出，输入信号689被提供给目标响度比确定块696。目标响度比确定块696被配置成部分地基于输入信号689来确定耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)。如下文进一步描述，在特定实施方案中，目标响度比确定块696可被配置成基于输入信号689和所确定的ILD来确定耳蜗植入物目标响度比。可替代地，也如下文进一步描述，目标响度比确定块696可被配置成基于输入信号689、在耳蜗植入物(LI HA)处接收到的输入信号的响度以及在耳蜗植入物(LI CI)处接收到的输入信号的响度来确定耳蜗植入物目标响度比。在目标响度比确定块696处对耳蜗植入物目标响度比的确定也可以受到来自主控块698的信号/数据的控制，或者基于该信号/数据。
所确定的耳蜗植入物目标响度比连同声学输出响度(LO HA)和电输出响度(LO CI)一起被提供给增益确定单元694。如上文所指出，声学输出响度和电输出响度用于生成耳间响度比(ILoRCI)，该耳间响度比与耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)一起被用于确定是否需要对耳蜗植入物的操作进行调整，以便保持与输入信号689相关联的ILD提示。块694处的确定也可以受到来自主控块698的信号/数据的控制，或者基于该信号/数据。
在图6的示例中，耳间响度比(ILoRCI)和耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)用于确定增益693，以用于生成已处理信号691。如上文所描述，由增益确定单元694生成的增益693可以是用于将耳蜗植入物耳间响度比(ILoRCI)与耳蜗植入物目标响度比(TLRHA)匹配的经调整增益(例如增加的增益或减小的增益)。如图6中所示出，增益693在耳蜗植入物处理块690之前被应用。这是因为增加耳蜗植入物102的输出端处的电流电平可能有安全隐患。
如上文在图5和图6中所指出，目标响度比(TLRHA和TLRCI)可以以多种不同的方式来确定。图7是示出在助听器150和耳蜗植入物102处独立地确定/计算目标响度比(TLRHA和TLRCI)的功能框图。在此示例中，分别在助听器150和耳蜗植入物102处接收输入信号589和689。助听器150确定在助听器处接收到的输入信号589的声学响度(LI HA)，而耳蜗植入物102确定在耳蜗植入物处接收到的输入信号689的声学响度(LI CI)。这些确定各自分别使用声学响度模型597和697来进行。
在助听器处接收到的输入信号的响度(LI HA)以及在耳蜗植入物处接收到的输入信号的响度(LI CI)分别在助听器150和耳蜗植入物102处被确定，并且由两个假体经由双侧通信信道148进行交换。在此数据交换之后，助听器150和耳蜗植入物102各自直接根据输入信号589的声学响度(LI HA)和输入信号689的声学响度(LI CI)来确定其相应目标响度比。例如，如图7中所示出，通过将输入信号689的声学响度(LI CI)除以输入信号589的声学响度(LI HA)来确定耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)。通过将输入信号589的声学响度(LI HA)除以输入信号689的声学响度(LI CI)来确定助听器目标响度比(TLRHA)。
如上文所指出，这些响度计算不需要连续发生，而是可以周期性地被确定，以及/或者当耳蜗植入物102和/或助听器150检测到声学环境发生变化时被确定。声学环境的变化可包括例如扬声器的变化、扬声器位置的变化、检测到额外扬声器、检测到背景噪声、检测到背景噪声的变化、声音分类的变化等。
图8是示出用于基于输入信号589和689的ILD来确定/计算目标响度比(TLRHA和TLRCI)的另一种技术的功能框图。具体地说，图8示出可在助听器150和/或耳蜗植入物102中的任一者或两者处执行的操作。仅为了易于示出，将参考耳蜗植入物102(例如图6的元件)来描述图8。
在图8的示例中，声学响度模型697(A)被配置成确定在耳蜗植入物102处接收到的输入信号689的声学响度(LI CI)。声学响度(LI CI)被提供给目标响度比确定块696。
另外，在此特定示例中，耳蜗植入物102包括ILD计算/确定块695。ILD计算块695被配置成计算/确定分别在助听器150和耳蜗植入物102处接收到的输入信号589和689的ILD。为此，ILD计算块695获得(例如接收、确定等)在耳蜗植入物处接收到的输入信号689的电平(ICI)以及在助听器处接收到的输入信号589的电平(IHA)。由箭头699表示的所确定的ILD被添加到在耳蜗植入物处接收到的输入信号689中，并且被提供给声学响度模型697(B)。这向同侧耳朵提供了在对侧耳朵处获得的输入信号的估计值。如果对侧耳朵上的装置没有充足的资源来估计响度，则这是有益的。可替代地，可在699处计算跨越宽带信号的带宽的多个窄带ILD，以在对侧耳朵中获得各个窄带中的信号电平的更准确估计值。声学响度模型697(A)确定在耳蜗植入物处接收到的输入信号689的声学响度(LI CI)(即同侧响度)，而声学响度模型697(B)确定在助听器150处接收到的输入信号589的声学响度(LI HA)(即对侧响度)。声学响度(LI HA)被提供给目标响度比确定块696。
如图8中所示出，通过将输入信号689的声学响度(LI CI)除以输入信号589的声学响度(LI HA)来确定耳蜗植入物目标响度比(TLRCI)。如果实现了助听器，则通过将输入信号589的声学响度(LI HA)除以输入信号689的声学响度(LI CI)来确定助听器目标响度比(TLRHA)。
概括地说，图8示出可以使用ILD差来获得响度估计值，而不是使用响度模型来评估助听器150和耳蜗植入物102上的输入信号的响度。在特定实施方案中，声学响度模型的简化版本可用于节省计算和功率，因为对于此应用而言，正是响度比率而非实际响度估计值本身是重要的。
仅为了易于描述，本文中提供的技术在下文已主要参考特定医疗装置系统，即包括耳蜗植入物和助听器的双模态听力系统来描述。然而，应了解，本文中提供的技术也可以与多种其他可植入医疗装置系统一起使用。例如，本文中提供的技术可以与其他双模态听力系统一起使用，这些听力系统包括耳蜗植入物、中耳听觉假体(中耳植入物)、骨传导装置、直接声学刺激器、电声假体、听觉大脑刺激器系统等中的任一者的组合。本文中提供的技术也可以与包括(comprise)或包括(include)以下的系统一起使用：耳鸣治疗装置、前庭装置(例如前庭植入物)、视觉装置(即仿生眼)、传感器、起搏器、药物递送系统、除颤器、功能性电刺激装置、导管、癫痫装置(例如用于监测和/或治疗癫痫事件的装置)、睡眠呼吸暂停装置、电穿孔装置等。
图9是根据本文中提供的实施方案的方法900的流程图。方法900开始于902，其中位于接受者的第一耳朵处的第一听力假体接收第一组声音信号。第一听力假体被配置成将第一组声音信号转换成声学刺激信号以用于递送到接受者的第一耳朵。在904处，位于接受者的第二耳朵处的第二听力假体接收第二组声音信号。第二听力假体被配置成将第二组声音信号转换成电刺激信号以用于递送到接受者的第二耳朵。在906处，第一听力假体或第二听力假体中的一者或多者确定声学刺激信号和电刺激信号的至少一个目标响度比。在908处，第一听力假体或第二听力假体中的一者或多者确定声学刺激信号和电刺激信号的至少一个耳间响度比。在910处，第一听力假体或第二听力假体中的一者或多者确定对所述第一听力假体或所述第二听力假体中的至少一者的操作的一个或多个调整，以便将所述至少一个耳间响度比与所述至少一个目标响度比匹配。
应了解，上述实施方案不相互排斥，并且可以各种布置彼此组合。
本文中描述和要求保护的发明在范围上不受本文中公开的具体优选实施方案的限制，原因是这些实施方案旨在作为举例说明，而不是限制本发明的几个方面。任何等效实施方案都意图在本发明的范围内。实际上，除了本文中示出和描述的那些修改以外，根据前述描述，本发明的各种修改对于本领域技术人员将变得显而易见。这类修改也意图落入所附权利要求的范围内。

Claims (34)

1.一种方法，其包括：
在位于接受者的第一耳朵处的第一听力假体的一个或多个声音输入装置处接收第一组声音信号，其中所述第一听力假体被配置成将所述第一组声音信号转换成声学刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第一耳朵；
在位于所述接受者的第二耳朵处的第二听力假体的一个或多个声音输入装置处接收第二组声音信号，其中所述第二听力假体被配置成将所述第二组声音信号转换成电刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第二耳朵；
确定所述声学刺激信号和所述电刺激信号的至少一个目标响度比；
确定所述声学刺激信号和所述电刺激信号的至少一个耳间响度比；以及
确定对所述第一听力假体或所述第二听力假体中的至少一者的操作的一个或多个调整，以便将所述至少一个耳间响度比与所述至少一个目标响度比匹配。
2.如权利要求1所述的方法，其还包括：
基于所述一个或多个调整来调整所述第一听力假体或所述第二听力假体中的至少一者的操作。
3.如权利要求1或2所述的方法，其中确定所述至少一个目标响度比包括：
确定所述第一组声音信号的声学响度；
确定所述第二组声音信号的声学响度；以及
计算所述第一组声音信号的所述声学响度与所述第二组声音信号的所述声学响度的比率。
4.如权利要求3所述的方法，其中确定所述第二组声音信号的所述声学响度包括：
基于所述第一组声音信号与所述第二组声音信号之间的耳间声级差(ILD)来确定所述第二组声音信号的所述声学响度。
5.如权利要求1或2所述的方法，其中确定所述声学刺激信号和所述电刺激信号的所述至少一个耳间响度比包括：
使用声学响度模型确定所述声学刺激信号的估计声学输出响度；
使用电响度模型确定所述电刺激信号的估计电输出响度；以及
计算所述估计声学输出响度与所述估计电输出响度的比率。
6.如权利要求1或2所述的方法，其中确定对所述第一听力假体或所述第二听力假体中的至少一者的操作的一个或多个调整，以便将所述至少一个耳间响度比与所述至少一个目标响度比匹配包括：
确定所述第一听力假体或所述第二听力假体中的一者或多者处的一个或多个增益设置调整。
7.如权利要求6所述的方法，其中确定所述第一听力假体或所述第二听力假体中的一者或多者处的所述一个或多个增益设置调整包括：
确定所述第一听力假体或所述第二听力假体中的一者或多者处的至少一个宽带增益设置调整。
8.如权利要求6所述的方法，其中确定所述第一听力假体或所述第二听力假体中的一者或多者处的所述一个或多个增益设置调整包括：
确定所述第一听力假体或所述第二听力假体中的一者或多者处的至少一个窄带增益设置调整。
9.如权利要求6所述的方法，其中确定所述第一听力假体或所述第二听力假体中的一者或多者处的所述一个或多个增益设置调整还包括：
基于所述第一听力假体或所述第二听力假体中的至少一者的动态范围来确定所述一个或多个增益设置调整。
10.如权利要求6所述的方法，其中确定所述第一听力假体或所述第二听力假体中的一者或多者处的所述一个或多个增益设置调整还包括：
基于一个或多个使用者输入来确定所述一个或多个增益设置调整。
11.一种或多种非暂时性计算机可读存储介质，其包括指令，所述指令在由至少一个处理器执行时能够操作以：
基于在双模态听力系统的第一听力假体和第二听力假体中的每一者处接收到的输入信号的响度来计算目标响度比；
基于在所述第一听力假体和所述第二听力假体中的每一者处生成的输出信号的响度来计算瞬时响度比；以及
设置用于在所述第一听力假体或所述第二听力假体处生成输出信号的增益，使得所述瞬时响度比在所述目标响度比的预定范围内。
12.如权利要求11所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中能够操作以计算所述目标响度比的所述指令包括能够操作以进行以下操作的指令：
确定在所述第一听力假体处接收到的输入信号的声学响度；
确定在所述第二听力假体处接收到的输入信号的声学响度；以及
计算在所述第一听力假体处接收到的所述输入信号与在所述第二听力假体处接收到的所述输入信号的所述声学响度的比率。
13.如权利要求12所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中能够操作以确定在所述第二听力假体处接收到的所述输入信号的所述声学响度的所述指令包括能够操作以进行以下操作的指令：
基于在所述第一听力假体处接收到的所述输入信号与在所述第二听力假体处接收到的所述输入信号之间的耳间声级差(ILD)来确定在所述第二听力假体处接收到的所述输入信号的所述声学响度。
14.如权利要求11、12或13所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中能够操作以计算所述瞬时响度比的所述指令包括能够操作以进行以下操作的指令：
使用声学响度模型确定由所述第一听力假体生成的所述输出信号的估计声学输出响度；
使用电响度模型确定由所述第二听力假体生成的所述输出信号的估计电输出响度；以及
计算所述估计声学输出响度与所述估计电输出响度的比率。
15.如权利要求11、12或13所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中能够操作以设置用于在所述第一听力假体或所述第二听力假体处生成输出信号的增益的所述指令包括能够操作以进行以下操作的指令：
在所述第一听力假体或所述第二听力假体中的一者或多者处设置至少一个宽带增益设置。
16.如权利要求11、12或13所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中能够操作以设置用于在所述第一听力假体或所述第二听力假体处生成输出信号的增益的所述指令包括能够操作以进行以下操作的指令：
在所述第一听力假体或所述第二听力假体中的一者或多者处设置至少一个窄带增益设置。
17.如权利要求11、12或13所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中能够操作以设置用于在所述第一听力假体或所述第二听力假体处生成输出信号的增益的所述指令包括能够操作以进行以下操作的指令：
进一步基于所述第一听力假体或所述第二听力假体中的至少一者的动态范围来设置所述增益。
18.如权利要求11、12或13所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中能够操作以设置用于在所述第一听力假体或所述第二听力假体处生成输出信号的增益的所述指令包括能够操作以进行以下操作的指令：
进一步基于一个或多个使用者输入来设置所述增益。
19.一种第一听力假体，其被配置成在双模态听力系统中与第二听力假体一起操作，所述第一听力假体包括：
一个或多个声音输入装置，其被配置成接收第一组声音信号；以及
一个或多个处理器，其被配置成：
将所述第一组声音信号转换成刺激信号以用于递送到接受者的第一耳朵，
基于所述第一组声音信号的响度以及在所述第二听力假体处接收到的第二组声音信号的响度来计算目标响度比，
基于用于递送到所述接受者的第一耳朵的所述刺激信号的响度以及由所述第二听力假体生成以用于递送到所述接受者的第二耳朵的刺激信号的响度来计算耳间响度比，以及
确定用于生成后续刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第一耳朵的经调整增益设置，所述经调整增益设置将致使所述耳间响度比与所述目标响度比基本匹配。
20.如权利要求19所述的第一听力假体，其中为了确定用于生成后续刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第一耳朵的所述经调整增益设置，所述一个或多个处理器被配置成：
确定将致使所述耳间响度比在所述目标响度比的预定范围内的经调整增益设置。
21.如权利要求19所述的第一听力假体，其中所述一个或多个处理器被配置成：
调整至少所述第一听力假体的操作以便基于所述经调整增益设置来进行操作。
22.如权利要求19、20或21所述的第一听力假体，其中为了计算所述目标响度比，所述一个或多个处理器被配置成：
确定所述第一组声音信号的声学响度；
确定所述第二组声音信号的声学响度；以及
计算所述第一组声音信号的所述声学响度与所述第二组声音信号的声学响度的比率。
23.如权利要求22所述的第一听力假体，其中为了确定所述第二组声音信号的声学响度，所述一个或多个处理器被配置成：
从所述第二听力假体接收所述第二组声音信号的所述声学响度的指示。
24.如权利要求22所述的第一听力假体，其中为了确定所述第二组声音信号的声学响度，所述一个或多个处理器被配置成：
确定所述第一组声音信号的声级；
从所述第二听力假体接收所述第二组声音信号的声级的指示；
基于所述第一组声音信号的所述声级和所述第二组声音信号的所述声级来计算所述第一组声音信号与所述第二组声音信号之间的耳间声级差(ILD)；以及
基于所述第一组声音信号与所述第二组声音信号之间的所述耳间声级差(ILD)来确定所述第二组声音信号的所述声学响度。
25.如权利要求19、20或21所述的第一听力假体，其中所述第一听力假体是被配置成将声学刺激信号或机械刺激信号中的一者递送到所述接受者的所述第一耳朵的听力假体，并且其中为了计算所述至少一个耳间响度比，所述一个或多个处理器被配置成：
使用声学响度模型，确定用于递送到所述接受者的所述第一耳朵的所述声学刺激信号或机械刺激信号的估计声学输出响度；
使用电响度模型，确定用于递送到所述接受者的所述第二耳朵的所述刺激信号的估计电输出响度；以及
计算所述估计声学输出响度与所述估计电输出响度的比率。
26.如权利要求19、20或21所述的第一听力假体，其中所述第一听力假体是被配置成将电刺激信号递送到所述接受者的所述第一耳朵的听力假体，并且其中为了计算所述至少一个耳间响度比，所述一个或多个处理器被配置成：
使用电响度模型，确定用于递送到所述接受者的所述第一耳朵的所述刺激信号的估计电输出响度；
使用声学响度模型，确定用于递送到所述接受者的所述第二耳朵的所述刺激信号的估计声学输出响度；以及
计算所述估计声学输出响度与所述估计电输出响度的比率。
27.如权利要求19、20或21所述的第一听力假体，其中为了确定用于生成后续刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第一耳朵的经调整增益设置，所述一个或多个处理器被配置成：
确定用于生成后续刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第一耳朵的至少一个宽带增益设置调整。
28.如权利要求19、20或21所述的第一听力假体，其中为了确定用于生成后续刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第一耳朵的经调整增益设置，所述一个或多个处理器被配置成：
确定用于生成后续刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第一耳朵的至少一个窄带增益设置调整。
29.如权利要求19、20或21所述的第一听力假体，其中为了确定用于生成后续刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第一耳朵的经调整增益设置，所述一个或多个处理器被配置成：
进一步基于所述第一听力假体或所述第二听力假体中的至少一者的动态范围来确定所述经调整增益设置。
30.如权利要求19、20或21所述的第一听力假体，其中为了确定用于生成后续刺激信号以用于递送到所述接受者的所述第一耳朵的经调整增益设置，所述一个或多个处理器被配置成：
进一步基于一个或多个使用者输入来确定所述经调整增益设置。
31.一种双模态听力系统，其包括如权利要求19、20或21所述的第一听力假体和第二听力假体。
32.如权利要求31所述的双模态听力系统，其中所述第一听力假体是助听器，并且所述第二听力假体是耳蜗植入物。
33.如权利要求31所述的双模态听力系统，其中所述第一听力假体是耳蜗植入物，并且所述第二听力假体是助听器。
34.如权利要求31所述的双模态听力系统，其中所述第一听力假体是助听器、骨传导装置、中耳假体或直接声学刺激器中的至少一者，并且所述第二听力假体是耳蜗植入物或电声听力假体中的至少一者。
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