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Den Hauptbestandteil des Operationssystems stellt der Zugriff auf SD-Karten mit dem Dateisystem FAT16 von Microsoft dar. Für die Bedienung wurde ein Kommandozeileninterpreter implementiert. Als Ein- und Ausgabegerät dient ein PC mit einem speziellen Terminalprogramm, welcher über USB mit dem Emulationsboard des SIRIUS Softcores verbunden ist. Das System wird über die Eingabe von Befehlen am Terminal gesteuert.
Der SIRIUS Softcore kann nur vom Flash des Emulationsboards booten. Da das Betriebssystem selbst jedoch auf der SD-Karte gespeichert werden soll, ist ein Basis-Betriebssystem erforderlich, welches im Flash abgelegt ist. Das Basis-Betriebssystem lädt gleich nach dem Start das eigentliche Betriebssystem von der SD-Karte. Falls jedoch keine SD-Karte gesteckt ist, ermöglicht das Basis-Betriebssystem mit einem Kommandozeileninterpreter einige Grundfunktionen.
Der Cache-Speicher für den Softprozessor SIRIUS ist ein 4-fach assoziativer Cache-Speicher, der mit einem DDR-Interface auf einen externen Speicher zugreifen kann. Er verwaltet und beschleunigt Zugriffe vom Prozessor auf diesen Speicher. Der Cache-Speicher arbeitet intern mit 32 Bit und der doppelten Prozessortaktfrequenz und ermöglicht Systeme mit größeren Speicheranforderungen ohne signifikante Performanceverluste. Der Cache-Speicher wurde mit der Hardwarebeschreibungssprache VHDL erstellt und mit dem bestehenden Mikrocontrollersystem verbunden.
Das Gesamtsystem wurde zunächst simuliert und anschließend mit dem Cyclone III FPGA Starter Kit von Altera, welches ein 32 MB DDR-RAM-Modul zur Verfügung stellt, durch Ausführen eines Testprogramms erfolgreich verifiziert. Für den kompletten Cache-Speicher werden inklusive der Pins für den externen Oszillator und des Reset-Tasters 3805 Logik-Zellen, 27 M9K-Blöcke, 44 Pins und eine PLL benötigt.
Die drei großen Hersteller von Cochlea-Implantat (CI)-Systemen ermöglichen es klinischen Audiologen, die Mikrofoneigenschaften der meisten CI-Sprachprozessoren zu prüfen. Dazu können bei diesen Sprachprozessoren Monitorkopfhörer angeschlossen und das/die Mikrofon(e) inklusive eines Teils der Signalvorverarbeitung abgehört werden. Präzise Angaben dazu, mit welchen Stimuli, bei welchem Pegel und nach welchem Kriterium diese Prüfung stattfinden soll, machen die CI-Hersteller nicht. Auf Basis dieser Prüfung soll der Audiologe dann über die Funktion der Mikrofone und damit darüber entscheiden, ob der betreffende Sprachprozessor an den Hersteller eingeschickt wird oder nicht.
Zur Objektivierung der CI-Sprachprozessor-Mikrofon-Prüfung haben wir eine Testbox entwickelt, mit der alle abhörbaren aktuellen CI-Sprachprozessoren der drei großen Hersteller geprüft werden können. Die Box wurde im 3D-Druck-Verfahren hergestellt. Der zu prüfende Sprachprozessor wird in die Messbox eingehängt und über einen darin verbauten Lautsprecher mit definierten Prüfsignalen (Sinustöne unterschiedlicher Frequenz) beschallt. Das Mikrofonsignal wird über das Kabel der Monitorkopfhörer herausgeführt und mit einer Shifting- and Scaling-Schaltung in einen Spannungsbereich transformiert, der für die AD-Wandlung mit einem Mikrokontroller (ATmega1280 verbaut auf einem Arduino Mega) geeignet ist. Derselbe Mikrokontroller übernimmt über einen eigens gebauten DA-Wandler die Ausgabe der Sinustöne über den Lautsprecher. Signalaufnahme und –wiedergabe erfolgen mit jeweils 38,5 kHz Samplingrate. Der für jede Frequenz über mehrere Perioden des Prüfsignals ermittelte Effektivwert wird mit dem Effektivwert, der mit einem neuwertigen Referenzprozessor für diese Frequenz gemessen wurde, verglichen. Die Messergebnisse werden graphisch auf einem Display ausgegeben.
Derzeit läuft eine erste Datenerhebung mit in der Klinik subjektiv auffällig gewordenen CI-Sprachprozessoren, die anschließend in der Messbox untersucht werden. So sollen realistische Schwellen für kritische Abweichungen von den Referenz-Effektivwerten ermittelt werden. Im weiteren Verlauf sollen dann Hit und False Alarm-Raten der subjektiven Prüfung bestimmt werden.
Die Hersteller von Cochlea-Implantat (CI)-Systemen sehen für klinische Audiologen die Möglichkeit vor, die Mikrofonleistung der meisten aktuellen CI-Sprachprozessoren mittels anschließbarer Monitorkopfhörer zu prüfen. Nähere Angaben dazu, nach welchem Prozedere diese Prüfung stattfinden soll, z. B. welche Stimuli mit welchen Pegeln verwendet werden sollen, sind nach Wissen der Autoren seitens der CI-Hersteller nicht verfügbar. Auf der Basis dieser subjektiven Prüfung entscheidet dann der Audiologe, ob der betreffende Sprachprozessor an den Hersteller eingeschickt wird oder nicht. Wir haben eine Messbox entwickelt, mit der die Mikrofonleistung aller abhörbaren CI-Sprachprozessoren der Hersteller Advanced Bionics, Cochlear und MED-EL objektiv geprüft werden kann. Die Box wurde im 3-D-Druckverfahren hergestellt. Der zu prüfende Sprachprozessor wird in die Messbox eingehängt und über einen verbauten Lautsprecher mit definierten Prüfsignalen (Sinustönen unterschiedlicher Frequenz) beschallt. Das Signal des Mikronfons bzw. der Mikrofone wird über das in der Audio-/Abhörbuchse des Prozessors eingesteckte Kabel der Monitorkopfhörer herausgeführt und mit einer Shifting and Scaling-Schaltung in einen Spannungsbereich transformiert, der für die A/D-Wandlung mit einem Mikrokontroller (ATmega1280 verbaut auf einem Arduino Mega) geeignet ist. Derselbe Mikrokontroller übernimmt über einen eigens gebauten D/AWandler die Ausgabe der Prüfsignale über den Lautsprecher. Signalaufnahme und –wiedergabe erfolgt jeweils mit einer Samplingrate von 38,5 kHz. Der frequenzspezifische Effektivwert des abgegriffenen Mikrofonsignals wird mit einem Referenzwert verglichen. Die (frequenzspezifischen) Referenzwerte wurden mit einem neuwertigen Sprachprozessor gleichen Typs ermittelt und im Speicher des Mikrokontrollers abgelegt. Das Ergebnis wird nach Abschluss der Messung grafisch auf einem Touchscreen ausgegeben. Derzeit läuft eine erste Datenerhebung mit in der Klinik subjektiv auffällig gewordenen CI-Sprachprozessoren, die anschließend in der Messbox untersucht werden. Längerfristiges Ziel ist es, die hit und false alarm Raten der subjektiven Prüfung zu ermitteln.
In bimodal cochlear implant (CI) / hearing aid (HA) users a constant interaural time delay in the order of several milliseconds occurs due to differences in signal processing of the devices. For MED-EL CI systems in combination with different HA types, we have quantified the respective device delay mismatch (Zirn et al. 2015). In the current study, we investigate the effect of the device delay mismatch in simulated and actual bimodal listeners on sound localization accuracy.
To deal with the device delay mismatch in actual bimodal listeners we delayed the CI stimulation according to the measured HA processing delay and two other values. With all delay values highly significant improvements of the rms error in the localization task were observed compared to the test without the delay. The results help to narrow down the optimal patient-specific delay value.
Zeitliche Anpassung führt zu verbesserter Schalllokalisation bei bimodal versorgten CI-/HG-Trägern
(2021)
Bei bimodal versorgten Cochlea-Implantaten (CI) / Hörgerät (HG)-Trägern entsteht durch die unterschiedliche Signalverarbeitung der Geräte eine konstante interaurale Zeitverzögerung in der Größenordnung von mehreren Millisekunden. Für MED-EL CI-Systeme in Kombination mit verschiedenen HG-Typen haben wir den jeweiligen Device-Delay-Mismatch quantifiziert. In der aktuellen Studie untersuchen wir den Einfluss der Device-Delay-Mismatch bei simulierten und tatsächlichen bimodalen Hörern auf die Genauigkeit der Schalllokalisation.
Um den Device-Delay-Mismatch bei bimodal versorgten Patienten zu verringern, haben wir die CI-Stimulation um die gemessene HG-Signallaufzeit und zwei weitere Werte verzögert. Nach einer Angewöhnungsphase war der effektive Winkelfehler bei Verzögerung um die HG-Signallaufzeit hochsignifikant reduziert im Vergleich zu der Testkondition ohne CI-Verzögerung (mittlere Verbesserung: 11 % ; p < .01, Wilcoxon Signed Rank Test). Aber auch mit den beiden weiteren Verzögerungswerten wurden Verbesserungen erreicht. Anhand der Ergebnisse lässt sich der optimale patientenspezifische Verzögerungswert näher eingrenzen.
The ability to detect a target signal masked by noise is improved in normal-hearing listeners when interaural phase differences (IPDs) between the ear signals exist either in the masker or in the signal. To improve binaural hearing in bilaterally implanted cochlear implant (BiCI) users, a coding strategy providing the best possible access to IPDs is highly desirable. Outcomes of a previous study (Zirn, Arndt et al. 2016) revealed that a subset of BiCI users showed improved IPD detection thresholds with the fine structure processing strategy FS4 compared to the constant rate strategy HDCIS using narrowband stimuli. In contrast, little differences between the coding strategies were found for broadband stimuli with regard to binaural speech intelligibility level differences (BILD) as an estimate of binaural unmasking. Compared to normalhearing listeners (7.5 ± 1.2 dB) BILD were small in BiCI users (around 0.5 dB with both coding strategies).
In the present work, we investigated the influence of binaural fitting parameters on BILD. In our cohort of BiCI users many were implanted with electrode arrays differing in length left versus right. Because this length difference typically corresponded to the distance of two electrode contacts the first modification of bilateral fitting was a tonotopic adjustment by deactivation of the most apical electrode contact on the side with the deeper inserted array (tonotopic approach).
The second modification was the isolation of the residual, most apical electrode contacts by deactivation of the basally adjacent electrode contact on each side (tonotopic sparse approach). Applying these modifications, BILD improved by up to 1.5 dB.
The ability to detect a signal masked by noise is improved in normal-hearing (NH) listeners when interaural phase differences (IPD) between the ear signals exist either in the masker or the signal. We determined the impact of different coding strategies in bilaterally implanted cochlear implant (BiCI) users with and without fine-structure coding (FSC) on masking level differences. First, binaural intelligibility level differences (BILD) were determined in NH listeners and BiCI users using their clinical speech processors. NH subjects (n=8) showed a significant mean BILD of 7.5 dB. In contrast, BiCI users (n=9) without FSC as well as with FSC revealed a barely significant mean BILD (0.4 dB respectively 0.6 dB). Second, IPD thresholds were measured in BiCI users using either their speech processors with FS4 or direct stimulation with FSC. With the latter approach, synchronized stimulation providing an interaural accuracy of stimulation timing of 1.67 µs was realized on pitch matched electrode pairs. The resulting individual IPD threshold was lower in most of the subjects with direct stimulation than with their speech processors. These outcomes indicate that some BiCI users can benefit from increased temporal precision of interaural FSC and adjusted interaural frequency-place mapping presumably resulting in improved BILD.
Das normalhörende auditorische System ist in der Lage, interaurale Zeit- bzw. Phasendifferenzen zur verbesserten Signaldetektion im Störgeräusch zu nutzen. Dieses Phänomen wird häufig als binaurale Entmaskierung bezeichnet und ist sowohl bei einfachen Signalen wie Sinustönen, als auch bei Sprachsignalen im Störgeräusch wirksam. Vorangegangene Studien haben gezeigt, dass binaurale Entmaskierung eingeschränkt auch bei bilateralen CI-Trägern beobachtbar ist (Zirn et al., 2016).
Aktuelle Ergebnisse zeigen, dass die binaurale Entmaskierung sensitiv gegenüber der bilateralen CI-Anpassung ist. So lässt sich der Effekt durch tonotopen Abgleich und Herausstellen eines apikalen Feinstrukturkanals modulieren. Steigerungen der binauralen Entmaskierung um bis zu 1,5 dB sind auf diese Weise gegenüber der konventionellen CI-Anpassung möglich. Allerdings variiert der Einfluss der CI-Anpassung interindividuell erheblich.
The ability to detect a target signal masked by noise is improved in normal-hearing listeners when interaural phase differences (IPDs) between the ear signals exist either in the masker or in the signal. To improve binaural hearing in bilaterally implanted cochlear implant (BiCI) users, a coding strategy providing the best possible access to IPD is highly desirable. In this study, we compared two coding strategies in BiCI users provided with CI systems from MED-EL (Innsbruck, Austria). The CI systems were bilaterally programmed either with the fine structure processing strategy FS4 or with the constant rate strategy high definition continuous interleaved sampling (HDCIS). Familiarization periods between 6 and 12 weeks were considered. The effect of IPD was measured in two types of experiments: (a) IPD detection thresholds with tonal signals addressing mainly one apical interaural electrode pair and (b) with speech in noise in terms of binaural speech intelligibility level differences (BILD) addressing multiple electrodes bilaterally. The results in (a) showed improved IPD detection thresholds with FS4 compared with HDCIS in four out of the seven BiCI users. In contrast, 12 BiCI users in (b) showed similar BILD with FS4 (0.6 ± 1.9 dB) and HDCIS (0.5 ± 2.0 dB). However, no correlation between results in (a) and (b) both obtained with FS4 was found. In conclusion, the degree of IPD sensitivity determined on an apical interaural electrode pair was not an indicator for BILD based on bilateral multielectrode stimulation.