Planificarea activității…8 [308785]

Cuprins

Summary………………………………………………………………………………………………………………………………2

Planificarea activității……………………………………………………………………………………………………………..8

Stadiu actual………………………………………………………………………………………………………………………….9

Fundamentare teoretică………………………………………………………………………………………………………….12

4.1 Pierderea auzului. Cauze și tipuri……………………………………………………………………………………….12

4.2 Banana vorbirii……………………………………………………………………………………………………………….13

4.3 Implantul cohlear…………………………………………………………………………………………………………….14

4.3.1 Preamplificatorul……………………………………………………………………………………………….15

4.3.2 AGC…………………………………………………………………………………………………………………16

4.3.3 [anonimizat]………………………………………………………………………………………………17

4.3.4 Detectorul de anvelopă………………………………………………………………………………………..17

4.4 Implantul cohlear vs. Aparatul auditiv………………………………………………………………………………..19

4.5 Kitul CY3210-PSOCEVAL1…………………………………………………………………………………………….20

Implementarea soluției adoptate…………………………………………………………….………..23

5.1 Implementarea redresorului………………………………………………………………………………………………23

5.2 [anonimizat]………………………………………………………………………………………………………………..27

5.3 [anonimizat]……………………………………………………………………………………………………………30

5.4 [anonimizat]……………………………………………………………………………………………….34

5.5 [anonimizat]……………………………………………………………………….35

5.5.1 Intrare: semnal sinusiodal……………………………………………………………………………………35

5.5.2 Intrare: semnal audio…………………………………………………………………………………………..37

Rezultate experimentale………………………………………………………………………………39

6.1 Exemplul 1: rezultate pentru FTB1, FTB2, FTB3, FTB4, FTS și FTJ………………………………………39

6.2 Exemplul 2: [anonimizat]…………………………………………41

6.3 Exemplul 3: rezultate pentru redresor………………………………………………………….…42

6.4 Exemplul 4: rezultate pentru FTB și detectorul de anvelopă (semnal sinusoidal de intrare)……….43

6.5 Exemplul 5: rezultate pentru FTB și detectorul de anvelopă (semnal audio de intrare)……………45

Concluzii…………………………………………………………………………………………………………………………….47

Bibliografie………………………………………………………………………………………………………………………….48

Anexe…………………………………………………………………………………………………………………………………49

Summary

Hearing is among the fundamental senses, through which the human species manages to interact with the surrounding world. Even though in many cases the information received through hearing seems insignificant, it is essential, helping us to respond appropriately to situations and agents in the environment. Speaking and listening, we have the opportunity to interact with those around us, shaping our own identity.

The entire process is the next one: sound enters the ear through the ear canal. Vibrations of the eardrum move three small bones: the malleus, incus, and stapes in the middle ear. The last bone in that ossicular chain is attached to the oval window, a membrane-covered opening that leads into the fluid-filled inner ear. The chain transmits sound energy through that window and into the cochlea. The so-called round window, the other membrane that opens to the inner ear, vibrates with a phase opposite to that of the oval window. The oppositely phased membranes allow fluid in the cochlea to flow and thereby ensure that hair cells in the cochlea can be deflected by sound waves. The auditory nerve picks up the deflections as electrical signals and sends them to the brain.

Figure 1.1. Components involved in hearing process.

Hearing loss has become a common problem in modern society, which affects directly many people's lives (more than 500 million people). Unfortunately, this has serious consequences, with a big social impact on the affected people, preventing them from leading a normal life. Although, this condition can be compensated by the use of an auditory prosthesis, more and more people are choosing the option of cochlear implants (it is estimated that there are over 300 thousand people worldwide who have required a cochlear implant).

Conductive hearing loss is due to mechanical interference with the propagation of acoustic energy into the inner ear. That type of loss can frequently be cured with surgery that addresses the underlying mechanical problem or with hearing aids, which increase the amplitude of sound hitting the eardrum. On the other hand, when we talk about sensorineural hearing loss, the sound amplification provided by a hearing aid becomes useless because transduction of acoustic energy into neural impulses no longer takes place. The solution for sensorineural hearing loss was born in 1957, when the french team of André Djourno and Charles Eyriès developed the cochlear implant.

The novelty of this work consists in realising the implementation of a cochlear implant on a programmable system on chip and the major objective was trying to offer conclusive results for researching and implementing different applications on CY3210-PSoCEVAL1 board.

Cochlear Implants are implantable electronic devices, which perform direct stimulation of the auditory neurons at patients with severe to profound hearing loss. It is very important to specify that cochlear implants do not restore hearing, but better said, create useful auditory sensations by replicating the physiology of hearing. Low-power operation and wide-range parameter programmability are key features of CIs.

The CY3210-PSOCEVAL1 is an evaluation kit that allows the evaluation and experimentation of the PSoC 1 programmable system through the methodology and architecture of the chip design. This includes commonly used peripherals such as ADC converter, DAC converter, universal asynchronous receiver / transmitter, pulse width modulator, pseudo random sequence, and LCD screen.

Figure 1.2. Programming the PsoC device.

The application works with a drag-and-drop design environment and also, the developer needs to configure the parameters for the modules and to write code in C or assembly language. For the cochlear implant, the C code variant was chosen. The CI block diagram is illustrated in figure 1.3 and it is explained as follows. A cochlear implant consists of an pre-emphasis, an AGC, a bandpass filter block, an envelope detector and stimulus generation, which works like an modulator, more exactly like an multiplicator. The acoustic signal is applied to the speech processor which performs specific processing functions in terms of pre-emphasis, compression, filtering and feature extraction as follows. An automatic gain control (AGC) is used to compress the acoustic signal into the electrical dynamic range of the cochlear implant circuitry. Next, the bandpass filter block performs subband division of the auditory signal, in order to implement multi-channel speech processing. Each channel is responsible for stimulating a specific area inside the cochlea. Following sub-band division, each channel is processed individually for envelope extraction. Finally, the signal envelopes modulate trains of biphasic pulses for direct stimulation of the cochlea. It is also important to mention that the implementation was realised with 4 band pass filters.

Figure 1.3. Block diagram of a cochlear implant.

Pre-emphasis was implemented using a band pass filter, with the maximum cutting frequency above the upper limit of the auditory signal, because the implementation of a high pass filter is impossible for the specificities of the CY3210-PSOC EVAL 1 board. The central frequency of the filter was determined as the geometric mean between the minimum and maximum frequency values (in this case, 1 kHz and respectively, 20 kHz).

The envelope detector was implemented using a rectifier and a low pass filter. Analog signal is fed to a unity gain PGA and to a Comparator which is configured as a Zero Crossing Detector and a SC Block, which is configured as a modulator. The output of the comparator is used to modulate the sign of the SC Block that converts the AC input signal to full wave rectified output. The next modules were used: PGA, CMPPRG, RefMux, SCBLOCK, DigBuf. To implement the 2-pole low pass filter, the LPF2 and PGA modules were used, but in this case, in order to have more space for the modules, low pass filter was implemented using a resistance and a capacitor (R=22 kΩ and C=0.1 µF). Also, it is important to mention that captures were made using Analog Discovery. Figure 1.4 shows the results for full wave rectifier. In figure 1.5 we have the implementation on the plaque for the rectifier.

Figure 1.4. Rectifier oscilloscope results. The input signal is the yellow one and the output is represented in blue.

Figure 1.5. Implementation on the board.

The band pass filter bank was implemented using BPF and PWM modules and the frequency domain for each band pass filter is the next one: 400-650 Hz for BPF1, 650 Hz-1.2 kHz for BPF2, 1.2-2.2 kHz for BPF3 and 2.2-4 kHz for BPF4.

Figure 1.6. Result for BPF1. Figure 1.7. Result for BPF2.

Figure 1.8. Result for BPF3. Figure 1.9. Result for BPF4.

The next step was trying to combine the band-pass filter with the envelope detector. The application was developed using 4 channels, but unfortunately, because of programmable system specifications and insufficient space for modules, it was impossible to implement the implant, using 4 channels simultaneously. So, the solution was to develop the application in the frequency domain of the 4 channels, respectively 400 Hz-4 kHz, but on a single channel, the results being shown for each channel. The result for the band pass filter 1 and the envelope detector can be seen in the figure 1.10.

Figure 1.10. Result on oscilloscope for envelope detector and the band pass filter 1.

In order to have conclusive results, an audio file was used as the input signal for the latest results. In this way, could be made a comparison between the original audio file and the one passed through the cochlear implant block. Figure 1.11 shows the result on the Analog Discovery and figures 1.12 and 1.13 illustrate configuring connections between modules and implementation on the plaque, when the input signal is an audio file.

Figure 1.11. Result on oscilloscope for envelope detector and the band pass filter 1, using an audio file as the input signal.

Figure 1.12. Configuring connections between modules.

Figure 1.13. Implementation on the plaque.

In conclusion, this project proposed an implementation of a cochlear implant, using CY3210-PSOC EVAL 1 board. The novelty of the paper is based on the theme of great interest, implemented on such a system, the main purpose being the integration of the modules and the configuration of the parameters, in order to provide conclusive results for the implementation of the implant.

2. Planificarea activității

3. Stadiu actual

Auzul este un simț fundamental al speciei umane, vital unei bune integrări în societate. Doar prin vorbire si auz avem posibilitatea realizării unei bune comunicări, în vederea conturării unei identități care să ne definească. Pierderea auzului este o problemă reală a societății contemporane, afectând un număr foarte mare de oameni, atât adulți, cât și copiii, influențându-le în mod negativ calitatea vieții sociale. Compensarea acestei deficiențe se poate realiza prin intermediul unei proteze auditive, însă un număr tot mai mare de oameni apelează la varianta implantului cohlear.

Etapele inițiale ale perceperii sunetului implică energie pur mecanică. Undele sonore înlocuiesc timpanul și vibrațiile sale sunt transmise la urechea interioară sau la cochlee prin intermediul a trei oase mici din urechea mijlocie: ciocan-malleus, nicovala-incus și scărița. Scopul principal al acestui sistem de pârghii cu trei oase este de a reduce nepotrivirea impedanței mecanice între mediul extern umplut cu aer și urechea interioară umplută cu fluid. Fără pârghia osoasă, cea mai mare parte a energiei acustice ar fi reflectată, mai degrabă decât transmisă.

Procesul respectă următoarea structură: sunetul intră în ureche prin canalul urechii, iar vibrațiile timpanului mută cele trei oase mici (malleus, incus și stapes). Ultimul os din lanțul osos este atașat la fereastra ovală, o deschizătură acoperită cu membrană care duce în urechea internă umplută cu fluid. Lanțul transmite energie sonoră prin fereastră și în cohlee. Așa-numita fereastră rotundă, cealaltă membrană care se deschide spre urechea internă vibrează cu o fază opusă ferestrei ovale. Membranele în fază opusă permit ca fluidul din cohlee să curgă și astfel să se asigure că celulele din cohlee pot fi deviate de undele sonore. Nervul auditiv preia deflecțiile ca semnale electrice și le trimite la creier. [1]

Conductiv, pierderea auzului se datorează interferențelor mecanice cu propagarea energiei acustice în urechea interioară. De exemplu, creșterea țesutului patologic poate interfera cu deplasarea lanțului osos și atenuează în mod serios sunetul care merge spre cohlee. Acest tip de pierdere poate fi adesea vindecat cu o intervenție chirurgicală care abordează problema mecanică care stă la bază sau cu ajutorul aparatelor auditive, care sporesc amplitudinea sunetului care lovește timpanul. Pe de altă parte, când se produce pierderea senzorială a auzului, amplificarea sunetului furnizată de un aparat auditiv devine inutilă, deoarece transducția energiei acustice în impulsuri neuronale nu mai are loc. Soluția pentru pierderea senzorială a auzului se naște în 1957, când echipa franceză a lui André Djourno și Charles Eyriès a proiectat un dispozitiv primitiv, prin stimularea electrică a nervului auditiv. Acesta a fost implementat pe doi pacienți, cunoscându-se sub numele de implant cohlear.

Implantul cohlear reprezintă un dispozitiv medical, având rolul de a înlocui funcția urechii interne afectate. Este important de menționat faptul că, în opoziție cu protezele auditive, care amplifică sunetul, implanturile cohleare operează în zona părții afectate a urechii interne, având rolul de a crea senzații auditive, prin stimularea directă a neuronilor auditivi, în cazul bolnavilor cu pierdere de auz severă sau profundă.

Situațiile în care se utilizează implanturi cohleare sunt variate, fiind destinate persoanelor care se confruntă cu o pierdere moderată, chiar profundă a auzului în ambele urechi, nu primesc rezultate satisfăcătoare de la protezele auditive, înregistrează 50% sau chiar mai puțin în cadrul testelor efectuate de cadrele medicale cu privire la recunoașterea informației cu urechea pentru implant sau înregistrează 60% sau chiar mai puțin la testele efectuate cu privire la recunoașterea informației cu urechea care nu primește implantul sau în cazul ambelor urechi cu proteze auditive.

Una dintre cauzele principale ale pierderii auzului o constituie o afecțiune a urechii interne (cohleea). Preluându-se funcția acesteia, persoanele înregistrate cu pierderi de auz au posibiltatea perceperii sunetelor.

Studiile realizate asupra persoanelor care au utilizat un implant cohlear atestă faptul că sunetele sunt percepute mai bine decât în situația utilizării unui aparat auditiv, înregistrându-se o medie de 80% în înțelegerea frazelor, față de situația protezelor auditive, unde se înregistrează 10%. De asemenea, conversațiile în mediile aglomerate sau zgomotoase devin posibile, iar calitatea vieții este îmbunătățită în mod vizibil. Situații precum ascultatul muzicii, perceperea sunetelor alarmelor, a vehiculelor sau a altor zgomote din mediul înconjurător devin posibile pentru persoanele cu pierderi de auz, acest fapt oferindu-le o anume siguranță, prin conexiunea directă cu sunetele din jur.

Bineînțeles, beneficiile implantului cohlear sunt în strânsă relație cu istoricul persoanei care beneficiază de dispozitiv. Așadar, sunt importanți factori precum perioada în care persoana a înregistrat pierderile de auz, cât de gravă a fost situația, problemele medicale de care suferă pacientul, cât și starea cohleei și a nervilor auditivi. De asemenea, reabilitarea auditiv-verbală prin logopedie constituie un factor foarte important. Abilitățile lingvistice, cognitive și sociale sunt influențate de pierderile de auz, performanțele academice fiind de asemenea limitate.

Primele implanturi cohleare implementate au avut un singur canal, transmițând toate frecvențele ca un singur semnal spre urechea internă. Aceste dispozitive au demonstrat valoarea stimulării electrice a nervului auditiv, permițând recunoașterea sunetelor puternice din jur și îmbunătățind capacitatea de „citire” a buzelor.

La sfârșitul anilor 1970, implanturile au fost dezvoltate pentru a stimula diferite porțiuni ale nervului auditiv, pe baza diferitelor frecvențe sonore prezente în mediul înconjurător. Acest fapt a adus beneficii enorme în evoluția implantului cohlear, reușindu-se o apropiere mai mare de funcția urechii interne.

In 1984, Food and Drug Administration (FDA) a aprobat utilizarea primului implant cohlear pentru persoanele majore. Cinci ani mai tarziu, FDA a aprobat utilizarea implantului cohlear de către copiii cu vârsta de peste 2 ani, în 2000, FDA aprobând implantarea implantului încă de la 12 luni. [2]

Cercetătorii de știință susținuți de NIH au arătat că copiii care suferă de hipoacuzie profundă care primesc un implant cohlear de la o vârstă fragedă dezvoltă abilități lingvistice la o rată comparabilă cu cea a copiilor cu auz normal.

Deși beneficiile implantului cohlear pot varia în rândul utilizatorilor individuali, îmbunătățirile în procesoarele de vorbire și alte tehnologii aferente permit copiilor cu implanturi cohleare să reușească în sălile de clasă, integrându-se în colectiv și având astfel posibilitatea de a duce o viață normală.

În vederea unei evoluții cât mai bune a implanturilor cohleare, inginerii continuă să caute modalități de optimizare a generației curente de tehnologie a implantului cohlear, cu scopul obținerii de noi beneficii pentru utilizatorii acestuia. Noile modalități de procesare a semnalului, cât și îmbunătățirea microfoanelor ar putea fi utilizate pentru a ajuta la reducerea zgomotului de fundal. Aceste idei și tehnologii sunt în curs de dezvoltare, scopul principal fiind ca produsul final să fie cât mai convenabil utilizatorului.

De asemenea, cercetătorii caută modalități de îmbunătățire a designului electrodului implantului cohlear, pentru a păstra audierea existentă la frecvențe joase, pentru a oferi o reprezentare mai corectă a semnalului original și pentru a îmbunătăți totodată sănătatea generală a nervului auditiv.

Unele persoane cu pierdere de auz severă sau profundă primesc două implanturi cohleare, câte unul pentru fiecare ureche. Cercetările demonstrează că acești utilizatori de implant cohlear sunt semnificativ mai buni la localizarea sunetelor și a vorbirii auditive într-o cameră zgomotoasă, comparativ cu persoanele cu un singur implant. Sunt necesare tehnici avansate de procesare a semnalelor pentru ca cercetătorii să utilizeze pe deplin aceste capacități. Cercetarea continuă pentru a evalua cât de bine beneficiază utilizatorii actuali din implanturile cohleare, rezultatele contribuind la proiectarea următoarei generații de implanturi.

Implanturile cohleare au constituit și continuă să reprezinte un subiect de mare interes pentru domeniul biomedical, fapt atestat de nenumărate articole si studii de specialitate. Rezultatele publicate în „Basic Science Investigations of the Hearing Pathway” au urmărit evaluarea eficacității implanturilor cohleare în cazul copiilor, axându-se pe percepția vorbelor, cât și asupra performanței lingvistice în testele standardizate. Întrucât scopul final al implantului cohlear îl constituie facilitarea utilizării limbii pe care o vorbim, este evidentă o nevoie clară de evaluare a strategiilor adoptate în comunicarea spontană a copiilor implantați. Astfel, „Listening Center” a dezvoltat o metodă de analiză video care evaluează limba emergentă, chiar și în cazul copiilor foarte mici, în cazul cărora, testele standardizate nu sunt utile. Rezultatele obținute atestă câștiguri importante în obținerea limbajului în cazul copiilor implantați, înregistrându-se aproape triplu rata de creștere expresivă a vocabularului, în comparație cu pacienții care utilizează aparate auditive. [3] De asemenea, studiile realizate de Johns Hopkins au confirmat impactul pozitiv al implanturilor cohleare asupra sănătății generale, îmbunătățindu-se în acest mod calitatea vieții. Utilizatorii de implanturi cohleare chestionați înainte și după operație au confirmat efectele impresionante ale rezultatului implantului. Aceste aprecieri indică faptul că implantul cohlear oferă un feedback important în ceea ce privește impactul pozitiv pe care îl are în dezvoltarea armonioasă a speciei umane.

În cadrul acestei lucrări s-a dorit implementarea implantului cohlear la nivel teoretic, pentru a constitui o bază pentru noile cercetări cu privire la implementarea de aplicații în domeniul biomedical pe kitul CY3210-PSOCEVAL1, cât și obținerea unor rezultate concludente, care să ateste funcționarea acestuia. Din acest motiv, ultimele teste de funcționare s-au realizat pe fișiere audio, pentru a putea face o comparație între fișierul audio original și cel obținut în urma aplicării blocurilor componente ale implantului. Deși configurația sistemului programabil nu a permis implementarea pe 4 canale simultan, existând nenumărate restricționări cu privire la poziționarea modulelor, a fost aleasă varianta de a prezenta rezultatele pentru fiecare canal, astfel încât să fie acoperită banda de frecvență de 400 Hz-4 kHz, în care s-a operat. Lucrarea vine în ajutorul celor care doresc să aprofundeze implementarea de aplicații pe sistemul programabil, fiind realizată în scopul cercetării și dezvoltării aplicațiilor din diverse domenii, în acest caz biomedical. Pentru obținerea unor rezultate și mai bune, se intenționează extinderea lucrării și dezvoltarea implantului cohlear pe 4 sau 8 canale simultan, acest lucru necesitând utilizarea unei alte variante a kitului, care să permită utilizarea unui spațiu mai extins pentru modulele utilizate.

4. Fundamentare teoretică

Pierderea auzului. Cauze și tipuri.

Auzul e printre simțurile fundamentale, prin intermediul căruia, specia umană reușește să interacționeze cu lumea înconjuratoare. Chiar dacă în multe situații informația recepționata prin auz pare nesemnificativă, ea este esențială, ajutându-ne să reacționăm corespunzător situațiilor și agenților din mediul înconjurător. Vorbind, dar și ascultând, avem ocazia de a interacționa cu cei din jurul nostru, conturându-ne o identitate proprie.

Auzul se definește ca fiind abilitatea perceperii variațiilor de presiune ale aerului din mediul înconjurător, datorate deplasării undei sonore. Pentru o mai bună înțelegere a acestui fenomen, este important să cunoaștem noțiunea de sunet.

Sunetul constituie o undă de presiune care este condusă spre urechi prin vibrații ale aerului. Mișcarea la distanță a unui obiect, oscilațiile unui diapazon aplică forță asupra moleculelor de aer din apropiere, care, la rândul lor influențează moleculele vecine. Deși moleculele individuale suferă doar deplasări minore tranzitorii, rezultatul coliziunilor poate transmite unde de presiune pe distanțe mari. [4]

Chiar dacă undele sonore de presiune sunt conduse spre ureche prin mișcări ale moleculelor aerului, percepția sunetului depinde de mișcarea fluidelor în urechea internă. Întrucât lichidul cohlear e mai puțin compresibil decât aerul, aceleași forțe care setează moleculele aerului în mișcare, produc deplasări mai mici în mediul fluidului. Dacă undele de presiune în aer ar acționa direct asupra cohleei, marea majoritate a energiei ar “sări” de pe limita fluidului.

Pierderea auzului constituie o problemă reală a societății umane, influențând în mod negativ viața unui număr considerabil de oameni (circa 500 de milioane de oameni), afectând capacitatea perceperii sunetelor, abilitatea realizării unei bune comunicări, cât și influențarea în mod evident a vieții sociale. [5,6] De asemenea, netratarea pierderii auzului este asociată cu un nivel scăzut al calității vieții, cu izolare socială, depresie, având implicații importante în viața persoanei respective.

Simptomele pierderii auzului pot avea nenumărate cauze, putând varia în funcție de tipul pierderii auzului, a cauzei acestuia, precum și a stadiului pierderii. În marea majoritate a cazurilor, persoanele afectate de pierderea auzului experimentează unul dintre următoarele simptome: [7]

Dificultate în înțelegerea conversațiilor de zi cu zi;

Prezența sentimentului de auz, însă nu și înțelegerea acestuia;

Necesitatatea de a cere repetarea anumitor fraze, de către persoana aflată în dialog;

Creșterea dificultății de comunicare în mediile zgomotoase, precum restaurante, întâlniri de grup ș.a;

Tinnitus-ul sau așa numitul sunet de „zumzet” din urechi.

Determinarea cauzei pierderii auzului este extrem de importantă, în vederea acordării tratamentului corespunzător. Există nenumărate cauze ale pierderii auzului, unele dintre ele fiind responsabile de anumite tipuri de pierderi ale abilitatii de a percepe sunetele. De exemplu, blocarea canalului urechii cauzează o pierdere a auzului conductiv temporar, în timp ce, expunerea pe termen lung la zgomote foarte puternice conduce la pierderea permanentă a auzului.

Principalele cauze ale pierderii auzului sunt următoarele:

Avansarea în vârstă;

Anumite accidente, care au produs diferite traume, în special în zona capului;

Factori genetici;

Expunerea îndelungată la zgomote puternice;

Episoade de traumă acustică;

Anumite boli, precum oreionul, Sindromul Ménière, otoscleroza sau boala autoimună;

Tumori pe nervul acustic.

Există 3 tipuri principale de pierdere a auzului, fiecare dintre ele fiind prezentată în continuare.

Pierderea senzorială a auzului este considerată cea mai frecventă formă de pierdere a auzului. Este permanentă, fiind cauzată fie de deteriorarea celulelor minuscule din interiorul urechii interne, fie din pricina nervului auditiv. Nervul auditiv este responsabil de transportul unei informatii importante privind intensitatea și semnificația sunetelor către creier. Marea majoritate a persoanelor adulte se confruntă însă cu o pierdere  senzorineurală a auzului, care conduce adesea la dificultăți în înțelegerea sunetului sau a vorbirii, chiar dacă volumul de vorbire este unul normal și de asemenea, adecvat unei bune înțelegeri.

Pierderea conductivă a auzului se datorează unei probleme mecanice în urechea exterioară sau mijlocie, cât și datorită unei obstrucții pe canalul urechii, care nu permite sunetului să ajungă spre timpan. Aceasta poate fi și permanentă, însă în marea majoritate a cazurilor este temporară și poate fi tratată medical.

Pierderile de auz mixt se înregistrează în momentul când sunt prezente atât componente ale pierderii de auz senzorineurală, cât și conductivă.

Tratamentele corespunzătoare situațiilor de pierdere a auzului sunt variate, luându-se în considerarea o serie de factori, dintre care:

Tipul pierderii auzului;

Severitatea pierderii capacității de a percepe sunetele;

Cauzele deteriorării auzului;

Vârsta, stilul de viață adoptat, precum și preferințele persoanei în cauză;

Bugetul.

4.2 Banana vorbirii

În momentul testării auzului pacientului de către audiolog, pragurile de auz sunt redate pe audiogramă, aceasta oferind o imagine sintetică cu privire la auzul urechii aflate în investigație. Audiograma e o reprezentare grafică  a pragurilor auditive pe 7 frecvențe ale spectrului auditiv uman, cuprinse între 125 Hz și 8000 Hz. Dacă pragurile auditive care se obțin sunt mai apropiate de partea superioară din grafic, persoana investigată e considerată mai sensibilă în perceperea sunetelor vorbirii. Pragurile vorbirii trebuie încadrate în secțiunea hașurată, cunoscută sub numele de banană a vorbirii, în vederea perceperii sunetelor. [8]

Figura 4.1. Banana vorbirii

În concordanță cu diagrama care ilustrează banana vorbiri, pierderile de auz se încadrează în următoarele categorii:

Pierdere de auz ușoară: praguri auditive între 25-40 dB HL. Aici apar probleme în perceperea sunetelor atunci când se comunică în șoaptă. Problema apare atunci când se înregistrează zgomot de fond.

Pierdere de auz moderată: praguri auditive între 41-55 dB HL. În cazul acestui tip de pierdere apar dificultăți în înțelegerea conversațiilor, fiind nevoie de volume ridicate pentru perceperea sunetului.

Pierdere de auz moderat-severă: praguri auditive între  56-70 dB HL. La acest nivel, claritatea vorbirii e semnificativ afectată, fiind greu de înțeles persoanele care vorbesc concomitent.

Pierdere de auz severă: praguri auditive între 71-90 dB HL. La acest nivel, sunetul vocii la un nivel normal nu mai poate fi perceput. De asemenea, sunetele la nivel ridicat sunt percepute ca strigăte de către persoanele afectate de pierderi de auz severe.

Pierderea de auz profundă: praguri auditive peste 91 dB HL. La acest nivel, e dificilă înțelegerea vorbirii, chiar dacă e amplificată. De asemenea, sunetele care pot fi deranjante (chiar dureroase) pentru o persoană cu auz normal nu sunt auzite.

4.3 Implantul cohlear

După cum s-a precizat deja, pierderea auzului constituie o problemă comună a societății moderne, influențând în mod direct viețile multor oameni, de diferite vârste, a cărei compensare necesită utilizarea unei proteze auditive.

În marea majoritate a cazurilor, pierderea auzului este cauzată de absența sau degenerarea celulelor senzoriale din urechea internă. Astfel de pierderi pot fi cauzate de defecte genetice, virale sau de labirintită bacteriană, cât și de numeroase boli autoimune. [9].

Implanturile cohleare sunt dispozitive electronice implantabile, care crează senzații auditive, prin stimularea directă a neuronilor auditivi, în cazul bolnavilor cu pierdere de auz severă sau profundă. [10] Dintre caracteristicile importante ale implanturilor cohleare se remarcă funcționarea cu putere redusă, cât și programabilitatea parametrilor cu rază mare de acțiune. În timp ce grave deficiențe alea auzului pot fi compensate prin utilizarea protezelor auditive, este important de menționat faptul că peste 300 de milioane de oameni din întreaga lume au apelat la varianta implanturilor cohleare. [11]

Este extrem de important de remarcat faptul că implantul cohlear nu restabileste auzul persoanei în cauză, ci se încearcă crearea unei senzații auditive. Scopul implantului cohlear constă în traducerea semnalului audio în stimuli pulsatici, prin replicarea fiziologiei auzului. Schema din figura 4.2 ilustrează schema bloc a unui implant cohlear. După cum se poate observa, diagrama bloc constă dintr-un preamplificator, un AGC (control automat al amplificării), care comprimă semnalul acustic în domeniul electric dinamic al circuitelor implantului cohlear, un bloc de 4 filtre trece–bandă, utilizate pentru a implementa procesarea vocală multicanal, fiecare canal fiind responsabil pentru stimularea unei zone specifice din interiorul cohleei, urmate de detectorul de anvelopă și modulator. [12]

Preamplificatorul funcționează ca un filtru trece-sus, dar a fost implementat ca un filtru trece-bandă, cu frecvența maximă de tăiere deasupra limitei superioare a semnalului auditiv, deoarece este imposibilă implementarea unui filtru trece-sus pentru specificațiile CY3210-PSOC EVAL 1. De asemenea, AGC-ul funcționează ca un PGA. Detectorul de anvelopă a fost implementat folosind un redresor și un filtru trece-jos. Semnalul analogic al redresorului e alimentat la un PGA și la un comparator, care e configurat ca un detector cu treceri prin zero, cât și un bloc SC, configurat ca modulator. Filtrul trece-jos a fost implementat utilizând o rezistență și un condensator, de valori: R=22 kΩ și C=0.1 µF. Blocul de filtre trece-bandă este compus din 4 filtre trece-bandă, cu valori în domeniul 400 Hz-4 kHz, astfel: pentru filtrul trece-bandă 1 (400-650 Hz), filtrul trece-bandă 2 (650 Hz-1.2 kHz), filtrul trece-bandă 3 (1.2-2.2 kHz) și filtrul trece-bandă 4 (2.2-4 kHz). Capabilitățile integratului nu au permis însă implementarea implantului cohlear pe 4 canale, din pricina faptului că nu exista spațiu suficient pentru toate modulele, existând nenumărate restricționări cu privire la poziționarea în anumite locații a blocurilor componente. Din acest motiv, rezultatele experimentale vor fi prezentate pe rând, pentru fiecare filtru trece-bandă în parte. ADC-ul poate fi poziționat după detectorul de anvelopă, fiind un sistem care are rolul de a converti un semnal analogic, precum sunetul preluat de la microfon, în semnal digital.

Figura 4.2. Schema bloc a implantului cohlear

Preamplificatorul

Preamplificatorul funcționează ca un filtru trece-sus. Dupa cum sugerează și numele, filtrul trece-sus este exact opusul filtrului trece-jos. El permite trecerea semnalelor de frecvență înaltă, blocând trecerea semnalelor de frecvență joasă. Modul de conectare al elementelor reactive în circuit se realizează opus față de filtrele trece-jos.

Figura 4.3. Filtru trece-sus capacitiv

Impedanța condensatorului din figura 4.3 crește odată cu descreșterea frecvenței. Impedanța în serie cu sarcina duce la blocarea semnalelor de frecvență joasă care ar putea ajunge pe sarcină. La fel ca în cazul filtrelor trece-jos, filtrele trece-sus au o frecvență de tăiere proprie. Formula este valabilă și pentru filtrele trece-jos:

ftăiere=

(1)

Întrucât este imposibil implementarea unui filtru trece-sus pentru specificațiile CY3210-PSoCEVAL1, filtrul se implementează ca un filtru trece-bandă, cu frecvența maximă de tăiere deasupra limitei superioare a semnalului auditiv, după cum se poate observa în figura 4.4

Figura 4.4. Filtrul trece-sus obținut din filtrul trece-bandă

AGC

AGC-ul funcționează ca un PGA. PGA implementează un amplificator non-inversor cu câștig programabil de către utilizator. Acest amplificator are o impedanță de intrare ridicată, o lățime de bandă largă și o referință de tensiune de intrare selectabilă. Componenta PGA implementată e derivată din blocul de comutare a condensatorului / timpului continuu (SC / CT).

Câștigul poate fi între 1 (0 dB) și 50 (+34 dB). De asemenea, câștigul poate fi selectat utilizând fereastră de configurare sau modificată la momentul executării, utilizând API-ul furnizat. Lățimea de bandă maximă este limitată de produsul de câștig de bandă și e redusă pe măsură ce câștigul este crescut. Variația maximă de intrare (diferența dintre Vin și Vref) este limitată la VDDA / Gain. Ieșirea PGA este de clasă A.

PGA este utilizat atunci când un semnal de intrare are o amplitudine insuficientă. Un PGA poate fi pus în fața comparatoarelor, ADC-ului sau mixerului, pentru a crește amplitudinea semnalului acestor componente. De asemenea, PGA poate fi folosit ca amplificator de câștig de unitate, pentru a modera intrările blocurilor inferioare de impedanță, inclusiv mixere sau PGA invertoare. Un câștig de unitate PGA poate fi, de asemenea, folosit pentru a testa ieșirea unui VDAC sau referință. [13]

Figura 4.5. Componenta PGA

Filtrul trece-bandă

Figura 4.6. Filtrul trece-bandă capacitiv

Există situații în care se lucrează cu filtrarea unei anumite benzi de frecvențe, din totalul de frecvențe al semnalului original. În astfel de situații, se utilizează un filtru trece-bandă, format dintr-un filtru trece-jos, care are rolul de a bloca frecvențele prea înalte și un filtru trece-sus, care blochează frecvențele prea joase.

Figura 4.7. Diagrama de obținere a filtrului trece bandă.

Rezultatul combinației dintre filtrul trece-jos și filtrul trece-sus duce la obținerea unui circuit care permite trecerea acelor frecvențe regăsite între cele două limite.

Detectorul de anvelopă

Considerații generale

Detectorul de anvelopă este un circuit electronic care ia ca intrare un semnal modulat de amplitudine, de frecvență înaltă. Este folosit pentru a detecta variațiile de amplitudine ale unui semnal de intrare, în vederea producerii unui semnal de control care seamănă cu acele variații. În acest caz, semnalul de intrare este alcătuit din frecvențe perceptibile.

Figura 4.8. Reprezentarea semnalului și a anvelopei acestuia (cu roșu).

Figura 4.9. Schema circuitului detectorului de anvelopă.

Condensatorul din schema de circuit se încarcă și se descarcă prin rezistență, atunci când amplitudinea semnalului de intrare scade. Dioda în serie rectifică semnalul de intrare, permițând trecerea curentului atunci când terminalul de intrare pozitiv are un potențial mai mare decât terminalul de intrare negativ. Majoritatea detectoarelor de anvelopă utilizează redresarea semnalului pentru a converti intrarea audio AC într-un semnal DC pulsat. După aceasta, se realizează o filtrare a semnalului, în vederea netezirii semnalului final. Este important de remarcat faptul că filtrarea nu este una perfectă. Reducerea frecvenței de tăiere a filtrului oferă o ieșire mai “lină”, dar scade răspunsul în înaltă frecvență. Prin urmare, se va ajunge la compromisuri.

Definirea anvelopei:

Orice semnal AM FM se poate scrie în următoarea formă: x(t)=R(t)cos(ωt+φ(t)). În cazul AM, faza φ(t) este constantă, prin urmare se poate ignora. De asemenea, ω este constant, prin urmare, pentru AM, informația de interes este R(t). Astfel, funcția este dată de un semnal AM.

x(t)=(C+m(t))cos(ωt), unde m(t) reprezintă mesajul original de frecvență audio, C-amplitudinea purtătoarei, R(t)=C+m(t).

În cazul FM,  R(t) = R poate fi ignorat. Multe receptoare FM măsoară anvelopa, în vederea indicării intensității semnalului recepționat.

Blocuri componente

Detectorul de anvelopă a fost implementat utilizând un redresor și un filtru trece-jos.

Redresorul

Procesul de transformare a semnalului în curent continuu se numește redresare. Ea poate fi realizată prin utilizarea unei singure diode sau a unui grup de diode, numite redresoare. Ele transformă curentul alternativ în curent continuu.

Redresoarele se clasifică în două mari categorii: redresoare monoalternanță și bialternanță. Redresorul monoalternanță utilizează o singură diodă pentru a realiza conversia AC la DC, astfel, având avantajul de a fi ușor de implementat. Circuitul e compus dintr-o diodă și o rezistență.

Figura 4.10. Formele de undă ale tensiunilor redresorului monoalternanță.

Analizând figura 4.10, putem observa că variația tensiunii de ieșire s-a redus la jumătate din variația tensiunii de intrare, însă rezultatul nu este unul de dorit, fiind indicat să obținem o tensiune de variație cât mai redusă, chiar zero. Pentru a obține acest rezultat, se utilizează un condensator de capacitate foarte mare, cunoscut sub denumirea de condensator de filtrare.

Pentru a obține rezultate superioare redresoarelor monoalternanță, se apelează la redresoarele bialternanță, care se regăsesc sub două forme: în punte și cu priză mediană.

Figura 4.11. Formele de undă ale tensiunilor redresorului bialternanță

Filtrul trece-jos

Filtrul trece-jos permite trecerea semnalelor de frecvență joasă, blocând trecerea celor de frecvență înaltă, schema circuitului fiind prezentată în figura 4.12, frecvența de tăiere a filtrului fiind: ftăiere=.

Figura 4.12. Filtrul trece-jos capacitiv

Implantul cohlear vs. Aparatul auditiv

Pentru a înțele mai bine rolul unui implant cohlear, este esențial să înțelegem diferența dintre aparatul auditiv și un implant cohlear. La fel ca un aparat auditiv, un implant cohlear este un dispozitiv electronic mic, indicat persoanelor cu pierdere de auz. Implanturile cohleare sunt mai complexe decât aparatele auditive, deoarece sunt plasate chirurgical sub piele în spatele urechii, de aici provenind și termenul "implant".

Aparatele auditive amplifică sunetele pentru cei cu pierdere de auz, în timp ce implanturile cohleare lucrează direct cu nervul auditiv și cu creierul. În timp ce procesorul, partea poziționată în spatele urechii arată similar cu un aparat auditiv de la spatele urechii, acesta este de fapt un calculator mic care digitizează semnalele sonore. În cazul persoanelor care utilizează aparate auditive, pierderile de auz pot fi atenuate prin creșterea volumului sunetelor din jurul lor, aceasta reprezentând funcția principală a unui astfel de dispozitiv. Cu toate acestea, cei care utilizează implanturi cohleare nu se „luptă” doar cu volumul sunetului – din creierul lor lipsind bucăți din semnalele sonore.

Audierea cu un implant cohlear nu este ca o audiere obișnuită sau audierea cu un dispozitiv auditiv, existând diferențe semnificative, dar implanturile permit oamenilor menținerea unor conversații, recunoașterea semnalelor de avertizare, cât și să înțeleagă sunetele din mediul înconjurător. Utilizatorii implantului cohlear au raportat că vocile au un sunet mai robotic, dar sunt capabili să înțeleagă și să participe la conversații, atât personal, cât și prin telefon. [14] De asemenea, aparatul auditiv este destinat pierderii conductive a auzului, pierderea senzorială necesitând un implant cohlear.

Kitul CY3210-PSoCEVAL1

Pentru implementarea implantului cohlear, s-a utilizat kit-ul CY3210-PSOCEVAL1, un sistem programabil (PSOC: Programmable System on Chip), care operează cu un design drag and drop. Aplicațiile dezvoltate pe CY3210-PSOCEVAL1 pot fi scrise atât în limbaj de asamblare, cât și în C, pentru implantul cohlear, alegându-se varianta în C. Dezvoltarea proiectului a constat în configurarea modulelor blocurilor componente, realizarea conexiunilor între pini, scrierea codului în C, cât și realizarea conexiunilor pe plăcuță. Pentru rezultatele experimentale a fost utlizat Analog Discovery, care este un instrument multifuncțional care permite utilizatorilor să măsoare, să vizualizeze, să genereze, să înregistreze și să controleze circuite semnal mixte de toate tipurile.

CY3210-PSOCEVAL1 este un kit de evaluare care permite evaluarea și experimentarea sistemului PSoC 1 programabil prin metodologia și arhitectura designului de cipuri. Acesta include periferice utilizate în mod obișnuit, cum ar fi convertorul ADC, convertorul DAC, receptorul / transmițătorul asincron universal, modulatorul lățimii pulsului, secvența pseudo aleatoare și ecranul LCD. [15]

Unitatea MiniProg inclusă în acest kit este necesară pentru a programa dispozitive PSoC 1 direct pe placa de evaluare sau pe alte plăci printr-un antet cu 5 pini. Kitul CY3210-PSoCEVAL1 e utilizat pentru evaluarea aplicațiilor utilizând familia de dispozitive PSoC 1. Acest kit poate fi folosit pentru a lucra cu diferite module de utilizator furnizate în software-ul PSoC Designer, cât și pentru exploatarea caracteristicilor hardware care sunt integrate în dispozitivul PSoC 1.

Figura 4.13. Programarea dispozitivului PsoC

PSoC Designer este mediul de proiectare integrat (IDE), utilizat pentru a personaliza aplicația PsoC. Cea mai recentă versiune de PSoC Designer are câteva caracteristici noi, corecții de erori și suport pentru noile dispozitive PSoC.

Când este conectat MiniProg, se poate utiliza PSoC Programmer, pentru a programa kitul de evaluare CY3210 – PSoCEVAL1. Se conectează cablul USB la MiniProg înainte de a fi atașat la antetul ISSP pe placă. La utilizarea MiniProg, ledurile „clipesc” cu o rată variabilă pentru a urmări starea conexiunii. Ledul verde, lângă conectorul USB se activează după ce MiniProg este conectat la calculator și este configurat de către sistemul de operare. Dacă MiniProg nu poate găsi driverul corect în sistem, acest led nu se rotește. După configurarea dispozitivului, ledul rămâne aprins la o rată de clipire de 4 Hz. Se schimbă în timpul programării, în cazul în care ciclul de clipiri crește. Ledul roșu din partea inferioară se aprinde când MiniProg pornește. Ledul este stins când energia este furnizată de placa țintă.

Kitul de evaluare CY3210-PSoCEVAL1 este compus din:

Sistemul de alimentare cu energie electrică;

Interfață de programare;

PSoC 1;

Interfața RS-232;

Zona de prototipare;

Interfață pentru caractere LCD.

Figura 4.14. Captură PSoC Designer

Global Resources: toate setările hardware ale dispozitivului;

Pinout: informații referitoare la pinii dispozitivului;

Chip Editor View: o diagramă a resurselor disponibile pe cipul selectat;

User Modules: toate modulele de utilizator disponibile pentru dispozitivul selectat.

Figura 4.15. Captură PSoC Programmer

Kitul de evaluare CY3210-PSoCEVAL1 demonstrează funcția dispozitivelor PSoC 1. Se conectează la perifericele de bord, cum ar fi potențiometrul, ledurile, LCD-ul și RS-232. De asemenea, placa are caracteristici suplimentare, cum ar fi o zonă de prototip general și o programare ISSP, oferind domenii de tensiune diferite.

Figura 4.16. Diagrama blocului de sistem

5. Implementarea soluției adoptate

5.1 Implementarea redresorului

Semnalul analogic e aplicat unui circuit de control al amplificării PGA și la un comparator, configurat ca un detector cu treceri prin zero, cât și un bloc SC, configurat ca modulator. Ieșirea comparatorului este utilizată pentru modularea semnului blocului SC, care convertește semnalul AC în semnalul redresat de la ieșire.

Au fost utilizate următoarele module:

Tabelul 1. Modulele utilizate în implementarea redresorului

Setările parametrilor modulelor:

Modulul PGA

Gain = 1.000: PGA este configurat ca un amplificator cu câștig unitate;

Input: Intrarea de la P0 [1] este conectată la Analog Column_InputMux0;

Reference: PGA merge la Analog Ground;

Analog Bus: Ieșirea analogică nu este utilizată. Ieșirea PGA este conectată intern la blocul SC.

Figura 5.1. Configurarea parametrilor pentru modulul PGA.

Modulul SCBLOCK

Assign – această valoare realizează XOR cu semnalul modulator hardware de la CMPPRG, pentru a decide semnul modulului SC Block;

Fcap =16: valoarea capacității;

ACap = 16: Câștigul este ACap / Fcap = 1;

ACMux: ACB00 (Ieșirea PGA a buffer-ului este direcționată către I / P –ul blocului SCBLOCK);

AnalogBus: AnalogOutBus_0 (O / P-ul blocului SCBLOCK este redirecționat la P0.3;

AutoZero: On (funcție activată);

ArefMux: AGND (intrare menționată la AGND);

FSW1: On (Comutarea la Faza 2 în Fcap este activată);

FSW0: On (Comutarea la Faza 1 în Fcap este activată);

Power: High SCBLOCK setat pentru putere maximă.

Figura 5.2. Configurarea parametrilor pentru modulul SCBLOCK.

Modulul RefMux

Reference Selection se utilizează pentru rutarea AGND la P0 [4]

Figura 5.3. Configurarea parametrilor pentru modulul RefMux.

Modulul DigBuf

Default Load Status: Enable (DigBuf este activat în mod implicit și nu necesită o funcție de apel DigBuf_1_Start);

Input1: ComparatorBus_1 (Ieșirea ZCD este intrarea în DigBuf);

Output1: Row_0_Output_0 (Ieșirea este transferată la P1 [4], prin Row_0_Output_0);

InvertInput1: Normal (Input 1 nu este inversată).

Figura 5.4. Configurarea parametrilor pentru modulul DigBuf.

Modulul CMPPRG

Input: ACB00 (Intrarea la Comparator provine de la PGA);

RefValue = 0.500 (Limita inferioară și RefValue au setat pragul CMPPRG la VDD / 2).

Figura 5.5. Configurarea parametrilor pentru modulul CMPPRG.

Global Resources

Figura 5.6. Configurarea parametrilor pentru Global Resources.

Analog Power: SC On / Ref High (Capacități comutate blocate ON, referință la putere ridicată);

VC1=12 (VC1 generează 2 MHz în blocul SC).

AGND este afișat pe P0 [4], iar semnalul de intrare care se referă la VSS este influențat de AGND, folosind C1-R1. Semnalul de ieșire redresat este disponibil pe P0 [3]. Ieșirea comparatorului, de la modulul CMPPRG este afișat pe P1 [4]. Această ieșire este doar pentru depanare și nu este necesară pentru funcționarea normală a blocului. S-a utilizat o rezistență de 22 kΩ și un condensator de 0.1 µF.

Conexiuni hardware

Figura 5.7 Conexiuni hardware pentru redresor.

Diagrama bloc

Figura 5.8 Diagrama bloc pentru configuratia redresorului.

Modulul RefMux plasat în ACB02 este folosit pentru a aduce AGND la P0 [4];

Semnalul de intrare referit la AGND este alimentat într-un PGA plasat în ACB00, configurat ca un amplificator cu câștig de unitate;

Ieșirea PGA alimentează un CMPPRG plasat în ACB01 și un SCBLOCK plasat în ASC10;

CMPPRG este configurat ca un detector cu trecere prin zero, cu pragul setat la AGND, care este de 2,5V. Rezultatul CMPPRG va fi mare atunci când semnalul de intrare este pozitiv și scăzut în caz contrar;

SCBLOCK este configurat ca un amplificator cu câștig de unitate, selectând Fcap = Acap = 16;

Sursa de modulare a redresorului este setată la Comparator_Bus_1;

Între parametrul “Sign” al modulului SCBLOCK și ieșirea Comparator Bus se realizează operația XOR, rezultatul determinând semnul SCBLOCK. Deoarece parametrul "Sign" al SC Block este setat la "Negative", un HIGH de la CMPPRG are ca rezultat un semn pozitiv, LOW având ca efect un semn negativ;

Când semnalul de intrare este pozitiv, iar ieșirea CMPPRG este HIGH, semnul va fi pozitiv, ieșirea fiind de asemenea pozitivă;

Când semnalul de intrare este negativ, iar ieșirea CMPPRG este LOW, semnul va fi negativ, însă semnalul negativ multiplicat cu semnul negativ duce la obținerea unei ieșiri pozitive;

Prin urmare, modularea semnalului SCBLOCK produce o ieșire a semnalului redresat, care este disponibil la P0 [3];

Pentru depanare, Comparator_Bus_1 este afișat pe P1 [4], utilizându-se un modul DigBuf. [16]

Figura 5.9. Conexiuni pe plăcuță pentru redresor

Figura 5.10. Configurarea legăturilor între module pentru redresor.

5.2 Filtrul trece – jos

Un filtru trece-jos permite trecerea semnalelor de la DC până la o anumită frecvență de tăiere ftăiere. Ecuația funcției de transfer pentru filtrul trece-jos cu doi poli se regăsește în ecuația 2.

H(s)FTJ=

(2)

Câștigul [dB]

f0

Figura 5.11. Reprezentarea amplitudinii pentru un filtru trece-jos cu 2 poli.

Reprezentarea din figura 5.11 arată că pentru valori mai mici decât f0, răspunsul este relativ plat, pentru frecvențe mai mari decât f0, se respectă ecuația funcției de transfer, semnalul scăzând cu pătratul frecvenței, iar la f0, ieșirea e atenuată, datorită valorii de amortizare.

Este important de menționat faptul că frecvența ftăiere se definește ca frecvența la care ieșirea e atenuată cu 3 dB. De asemenea, valoarea acesteia nu este neaparat egală cu frecvența f0. Valoarea coeficientului filtrului trece-jos este prezentată în ecuația 3.

h=

(3)

Scopul acestei implementări s-a datorat construirii unui filtru trece-jos, care respectă următoarele:

Filtru trece-jos Bessel cu 2 poli;

ftăiere=5 kHz;

fs=250 kHz;

Câștig unitate;

Filtrul este construit cu: f0= 1,274 * 5 kHz = 6,370 kHz și d = 1,732

FilterCalc.exe este un program folosit pentru a calcula toate combinațiile de valori ale condensatorului, care au ca rezultat o frecvență acceptabilă de rulare și o valoarea optimă de amortizare. La rularea aplicației vor fi solicitate următoarele informații: numele fișierului de ieșire, valoarea de amortizare, toleranța la amortizare, frecvența dorită, toleranța, precum și Column clock, egal cu 4x fs.

În urma introducerii valorilor în FilterCalc, se vor obține 13 combinații.

Figura 5.12. Captură realizată în urma obținerii celor 13 combinații de valori ale condensatoarelor pentru valorile specifice filtrului trece-jos implementat.

Figura 5.13. Valorile obținute și afișate în urma rulării aplicației (rezultatele se găsesc în fișierul de ieșire, un document excel, FTJ.csv).

Oricare dintre aceste soluții îndeplinește cerințele necesare. Dacă o soluție cu cea mai mică eroare de rulare este considerată de interes, atunci soluția din rândul 6 ar fi fost cea mai bună. Dacă este importantă cea mai mică eroare de amortizare, soluția rândului 7 este considerată varianta corectă. De asemenea, dacă se ia în considerare cea mai mare valoare pentru C2, soluția din rândul 9 se consideră benefică. În vederea reducerii erorii de decalaj, datorată injectării încărcării de la întrerupătoare este de dorit ca C2 să fie cât mai mare, prin urmare se alege soluția din rândul 9. Valoarea pentru C1 poate fi obținută utilizând ecuația 3. Pentru câștigul de unitate, C1 trebuie să fie egal cu C2. [17]

Pentru implementarea filtrului trece-jos cu 2 poli se utilizează modulele LPF2 și PGA.

Figurile 5.14. Configurarea parametrilor pentru modulele LPF2 și PGA.

Figura 5.15. Configurarea legăturilor între module pentru filtrul trece-jos

Figura 5.16. Configurarea parametrilor pentru Global Resources.

Figura 5.17. Reprezentarea conexiunilor pe plăcuță.

5.3 Filtrul trece-bandă

Scopul implementării filtrului trece – bandă constă în filtrarea semnalului, rejectarea frecvențelor mai mici decât frecvența de tăiere inferioară, cât și a frecvențelor mai mari decât frecvența de tăiere superioară, rezultatul fiind obținerea unui semnal sinusoidal de 1 kHz, 4 Vpp. Modalitatea de testare este aplicarea unui semnal dreptunghiular (spectru de frecvență infinit) de 1 kHz printr-un filtru trece-bandă de 1 kHz, în vederea eliminării armonicilor suplimentare nedorite. După filtrare, se obține semnalul sinusoidal.

Figura 5.18. Schema bloc a generatorului sinusoidal de1 kHz.

Intrarea în filtru este Vref. Se convertește într-un semnal dreptunghiular +/- Vref, prin conectarea ieșirii PWM la intrarea modulatorului analogic al blocului de filtrare. Modulatorul comută intrarea între + Vref și -Vref (RefHi și RefLo); Aceste valori sunt controlate de parametrul RefMux din Global Resources al PSoC Designer-ului.

Ecuația 4 oferă seriile Fourier pentru un semnal dreptunghiular de 1kHz, cu o amplitudine de +/- Vref.

Vref∑ (suma merge de la 0 la .

(4)

Componentele frecvenței sunt la f0, 3f0, 5f0 și așa mai departe, armonica 3f0 fiind cel mai greu de eliminat. Un filtru trece-bandă cu Q = 4 atenuează a treia armonică cu 20 dB, aceasta fiind deja cu 10 dB mai mică decât frecvența primară, pentru o atenuare totală de 30 dB.

O cerință pentru acest filtru este să aibă o valoare Pk-Pk de 4 V.

+ Vref (RefHi) este de 3,9 V și -Vref (RefLo) este de 1,3 V. Valoarea rezultată este doar 2.6 V Pk-Pk, prin urmare, este nevoie de un anumit câștig. Ecuația 5 calculează câștigul maxim necesar pentru o ieșire de +/- 2 V și o tensiune de referință de 1,3 V.

Câștigul===1.208

(5)

Cerințele pentru filtrul trece-bandă:

Filtru trece-bandă Bessel cu doi poli;

Frecvența centrală de 1 kHz;

Q de aproximativ 4;

fs=50 kHz;

Câștig de 1.208;

Figura 5.19. Captură FilterCal pentru filtrul trece-bandă și valorile obținute și afișate în urma rulării aplicației

Se utilizează modulele BPF2 și PWM8.

Figura 5.20. Configurarea legăturilor între module pentru filtrul trece-bandă.

Specificațiile pentru PWM8 respectă următoarele:

Perioadă de 200;

Lățime a impulsului de 100;

De asemenea, frecvența de ceas este de 200 kHz și ieșirea de la BPF2 e conectată la o intrare a modulatorului: GOE [0].

Figura 5.21. Setarea parametrilor modulelor BPF2 și PWM8.

Figura 5.22. Setarea parametrilor Global Resources.

Figura 5.23. Reprezentarea conexiunilor pe plăcuță.

Pentru implementarea implantului cohlear s-au utilizat 4 filtre trece-bandă, în intervalul 400 Hz-4 kHz. Configurarea parametrilor din Global Resources este similară pentru fiecare filtru trece-bandă, parametrii fiind setați ca în figura 5.24 atât pentru FTB1, cât și pentru restul filtrelor (FTB2, FTB3 și FTB4), iar configurarea legăturilor între module se realizează ca în figura 5.20. De asemenea, conexiunile pe plăcuță sunt identice celor din figura 5.23.

Filtrul trece-bandă 1: 400 Hz-650 Hz

Figura 5.24. Configurarea parametrilor Global Resources pentru FTB1.

Pentru fiecare filtru trece-bandă se utilizează 2 module: PWM8 și BPF2. Configurarea parametrilor pentru PWM8 se regăsește în figura 5.25 și este similară pentru toate cele 4 filtre.

Figura 5.25. Configurarea parametrilor pentru modulul PWM8.

Valorile parametrilor pentru C1, C2, C3, C4, CA și CB au fost alese în conformitate cu frecvența centrală, care se calculează ca medie geometrică între limitata inferioară și superioară a filtrului trece-bandă 1, respectiv: , rezultând o valoare de aproximativ 500 Hz. Pentru obținerea valorilor condensatoarelor, s-a utilizat din nou FilterCal, respectându-se pașii din figura 5.19.

Figura 5.26. Configurarea parametrilor pentru modulul BPF2 al filtrului trece-bandă 1.

Filtrul trece-bandă 2: 650 Hz- 1.2 kHz. Pentru acest domeniu, rezultă o frecvență centrală de: . Valorile condensatoarelor se obțin utilizându-se FilterCal.

Figura 5.27. Configurarea parametrilor pentru modulul BPF2 al filtrului trece-bandă 2.

Filtrul trece-bandă 3: 1.2 kHz- 2.2 kHz. Pentru acest domeniu, rezultă o frecvență centrală de: .

Figura 5.28. Configurarea parametrilor pentru modulul BPF2 al filtrului trece-bandă 3.

Filtrul trece-bandă 4: 2.2 kHz- 4 kHz. Pentru acest domeniu, rezultă o frecvență centrală de: .

Figura 5.29. Configurarea parametrilor pentru modulul BPF2 al filtrului trece-bandă 4.

5.4 Blocul de filtre trece-bandă

Pentru implementarea blocului de filtre trece-bandă s-au utilizat 4 module BPF2 și un modul PWM8.

Figura 5.30. Configurarea parametrilor pentru modulele PWM8, BPF2_1 și BPF2_2.

Figura 5.31. Configurarea parametrilor pentru BPF2_3, BPF2_4 și Global Resources.

Figura 5.32. Configurarea legăturilor între module pentru blocul de filtre trece-bandă

Filtrul trece-bandă și detectorul de anvelopă

5.5.1 Intrare: semnal sinusoidal

Detectorul de anvelopă a fost implementat utilizând redresorul implementat în secțiunea 5.1 și un filtru trece-jos format dintr-o rezistență de valoare R=22 kΩ și un condensator C=0.1 µF. Întrucât nu există suficient spațiu pentru a implementa toate modulele simultan pe cele 4 canale, s-a implementat filtrul trece-bandă și detectorul de anvelopă individual pentru fiecare dintre cele 4 filtre, respectând specificațiile fiecărui filtru.

Au fost utilizate următoarele module: BPF2, CMPPRG, DigBuf, PGA, PWM8, RefMux și SCBLOCK.

FTB1 și detectorul de anvelopă

Figura 5.33. Configurarea parametrilor pentru modulele BPF2 și CMPPRG și DigBuf

Figura 5.34. Configurarea parametrilor pentru modulele PGA, PWM8 și RefMux

Figura 5.35. Configurarea parametrilor pentru modulul SCBLOCK și Global Resources

Figura 5.36. Configurarea legăturilor între module pentru filtrul trece-bandă și detectorul de anvelopă

Realizarea configurării parametrilor modulelor pentru filtrul trece-bandă și detectorul de anvelopă s-a realizat în conformitate cu secțiunea 5.1 (Implementarea redresorului), respectiv 5.3 (Filtrul trece-bandă).

FTB2/ FTB3/ FTB4 și detectorul de anvelopă: implementarea este identică cu cea a FTB1 și a detectorului de anvelopă, cu mențiunea că se lucrează într-un alt domeniu de frecvență, motiv pentru care configurarea parametrilor pentru BPF2 diferă.

Figura 5.37. Configurarea parametrilor pentru modulul BPF2 al filtrelor FTB2, FTB3 și FTB4

Intrare: semnal audio

Se utilizează aceleași module ca și în secțiunea 5.5.1, utilizându-se însă alți pini, datorită faptului că se preia la intrare un semnal audio. Implementarea aceasta a fost realizată cu scopul interpretării mai exacte a implantului cohlear, interpretându-se rezultatele pe un fișier audio.

Făcându-se analiza dintre fișierul audio original și ceea ce se obține în urma aplicării blocului de filtru trece-bandă și detector de anvelopă, a permis obținerea unor rezultate concludente.

Configurarea modulelor se realizează ca în secțiunea 5.5.1, cu excepția modulului BPF2. De asemenea, configurarea legăturilor între module și pinii utlizați vor fi diferiți. Capturile următoare sunt realizate pentru filtrul trece-bandă 1. Pentru celelalte filtre trece-bandă, implementările vor fi identice, cu excepția blocului BPF2 (diferă valorile capacităților).

Figura 5.38. Configurarea parametrilor pentru BPF2 (pentru FTB1)

Figura 5.39. Configurarea legăturilor între module (pentru FTB1)

Figura 5.40. Implementare pe plăcuță

Rezultate experimentale

6.1 Exemplul 1: rezultate pentru FTB1, FTB2, FTB3, FTB4, FTS și FTJ.

Pentru filtrul trece-bandă 1:

400 Hz-650 Hz

Frecvența centrală: f0=500 Hz

Figura 6.1. Rezultat pe Analog Discovery pentru FTB1

Pentru filtrul trece-bandă 2:

650 Hz-1.2 kHz

Frecvența centrală: f0=900 Hz

Figura 6.2. Rezultat pe Analog Discovery pentru FTB2

Pentru filtrul trece-bandă 3:

1.2 kHz-2.2 kHz

Frecvența centrală: f0=1630 Hz

Figura 6.3. Rezultat pe Analog Discovery pentru FTB3

Pentru filtrul trece-bandă 4:

2.2.kHz-4 kHz

Frecvența centrală: f0=3000 Hz

Figura 6.4. Rezultat pe Analog Discovery pentru FTB4

Pentru filtrul trece-sus, obținut din filtrul trece-bandă

1 kHz-20 kHz

Frecvența centrală: f0=4500 Hz

Figura 6.5. Rezultat pe Analog Discovery pentru filtrul trece-sus

Pentru filtrul trece-jos

Figura 6.6. Rezultat pe Analog Discovery pentru filtrul trece-jos

6.2 Exemplul 2: rezultate pentru blocul de filtre trece-bandă

Figura 6.7. Rezultat pe Analog Discovery pentru FTB1

Figura 6.8. Rezultat pe Analog Discovery pentru FTB2

Figura 6.9. Rezultat pe Analog Discovery pentru FTB3

Figura 6.10. Rezultat pe Analog Discovery pentru FTB4

6.3 Exemplul 3: rezultate pentru redresor

Figura 6.11. Setarea parametrilor pentru cele 2 semnale (utilizez 2 canale pentru osciloscop)

Figura 6.12. Captură Analog Discovery pentru semnalul de intrare (cu galben) și a ieșirii redresate (cu albastru)

Figura 6.13. Captură Analog Discovery pentru semnalul de intrare (cu galben) și a ieșirii comparatorului (cu albastru)

6.4 Exemplul 4: rezultate pentru FTB și detectorul de anvelopă (semnal sinusoidal de intrare).

Figura 6.14. Captură wavegen

Figura 6.15. Captură Analog Discovery pentru FTB1 și detectorul de anvelopă

Figura 6.16. Captură Analog Discovery pentru FTB2 și detectorul de anvelopă

Figura 6.17. Captură Analog Discovery pentru FTB3 și detectorul de anvelopă

Figura 6.18. Captură Analog Discovery pentru FTB4 și detectorul de anvelopă

6.5 Exemplul 5: rezultate pentru FTB și detectorul de anvelopă (semnal audio de intrare).

Figura 6.19. Captură wavegen

Figura 6.20. Captură Analog Discovery pentru FTB1 și detectorul de anvelopă

Figura 6.21. Captură Analog Discovery pentru FTB2 și detectorul de anvelopă

Figura 6.22. Captură Analog Discovery pentru FTB3 și detectorul de anvelopă

Concluzii

Auzul constituie un simț fundamental al omului, fiind vital unei bune integrări în societate. Din păcatate, pierderea auzului reprezintă o problemă reală a societății, afectând viețile unui număr foarte mare din populație. Implanturile cohleare sunt dispozitive electronice implantabile, care crează senzații auditive, prin stimularea directă a neuronilor auditivi, în cazul bolnavilor cu pierdere de auz severă sau profundă. Spre deosebire de protezele auditive, care fac sunetul mai puternic, implantul cohlear operează în locul părtii afectate a urechii interne, pentru a oferi semnale sonore către creier.

Multe persoane au implanturi cohleare la ambele urechi (bilateral), îmbunătațindu-se astfel, abilitatea de a identifica direcția sunetului și de a discerne sunetele care se doresc a fi percepute de cele care se doresc a fi ignorate. Dintre caracteristicile importante ale implanturilor cohleare se remarcă funcționarea cu putere redusă, cât și programabilitatea parametrilor cu rază mare de acțiune. Este extrem de important de remarcat faptul că implantul cohlear nu restabileste auzul persoanei în cauză, ci se încearcă crearea unei senzații auditive. Scopul implantului cohlear constă în traducerea semnalului audio în stimuli pulsatici, prin replicarea fiziologiei auzului.

Lucrarea de față are ca scop inplementarea unui implant cohlear utilizându-se kitul CY3210-PSOCEVAL1, constituind o bază teoretică pentru implementarea diferitelor aplicații în domeniul biomedical pe sistemul programabil. Scopul principal al proiectului a fost implementarea implantului pe 4 canale, în domeniul de frecvență 400 Hz-4 kHz, însă din pricina nenumăratelor restricționări cu privire la poziționarea modulelor și datorită spațiului limitat destinat acestora, a fost nevoie de un compromis, ci anume implementarea pe un singur canal, motiv pentru care capturile au fost realizate pentru fiecare canal în parte, astfel încât să fie acoperit domeniul de frecvență.

De asemenea, pentru o mai bună analiză a rezultatelor, ultimele capturi au fost realizate utilizând ca semnal de intrare un fișier audio, astfel încât să poată fi făcută o comparație între fișierul original și fișierul trecut prin blocul de filtru trece-bandă și de detector de anvelopă. Întrucât specificațiile kitului nu au permis implementarea pe 4 sau 8 canale simultan, următoarele direcții de dezvoltare ale proiectului urmăresc utilizarea unei alte variante a sistemului programabil, care oferă mai mult spațiu pentru implementarea modulelor și prezintă totodată mai puține restricționări.

În concluzie, lucrarea prezentată a urmărit implementarea implantului cohlear la nivel teoretic, utilizând un sistem programabil de dezvoltare a aplicațiilor, în acest caz, din domeniul biomedical. Noutatea lucrării se naște din tema de mare interes, implementată pe un astfel de sistem, scopul principal fiind înglobarea modulelor și configurarea parametrilor, astfel încât rezultatele finale să fie concludente și să ofere o bază pentru noile cercetări în acest domeniu.

Bibliografie

[1] (2019) Phisycs Today website, https://physicstoday.scitation.org/doi/10.1063/PT.3.3661

[2] (2019) U.S. Department of Health & Human Services website, https://report.nih.gov/NIHfactsheets/ViewFactSheet.aspx?csid=83

[3] (2019) Johns Hopkins Medicine website, https://www.hopkinsmedicine.org/otolaryngology/specialty_areas/listencenter/research/index.html

[4] John K. Niparko, Cochlear Implants, Wolters Kluwer, Lippincott Williams & Wilkins, 1999.

[5] P. Faragó, C. Faragó, S. Hintea, M. Cîrlugea, “An Evolutionary Multiobjective Optimization Approach to Design the Sound Processor of a Hearing Aid,” in Proc. IFMBE Proceedings, vol. 44, pp 181-186, 2014.

[6] (2019) American Speech-Language-Hearing Association website, http://www.asha.org/public/hearing/What-is-Hearing-Loss/

[7] (2019) Healthy Hearing website, https://www.healthyhearing.com/help/hearing-loss

[8] (2019) Spectru acustic website, http://yxo.md/2018/04/04/pierderea-auzului/

[9] Fan-Gang Zeng, Arthur N.Popper, Richard R.Fay, Cochlear Implants: Auditory Prostheses and Electric Hearing, Springer, 2004.

[10] P. C. Loizou, “Mimicking the Human Ear,” IEEE Signal Processing Magazine. vol. 15(5), pp. 101–130, Sept. 1998.

[11] (2019) U. S. Department of Health & Human Services. Cochlear Implants website, https://www.nidcd.nih.gov/

[12] C. Loizou, “Mimicking the Human Ear,” IEEE Signal Processing Magazine. vol. 15(5), pp. 101–130, Sept. 1998.

[13] (2019) Official documentation for PSoC Evaluation Kit website, https://www.cypress.com/file/131391/download

[14] (2019) AUDICUS website, https://www.audicus.com/cochlear-implants-vs-hearing-aids/

[15] (2019) Official documentation for PSoC Evaluation Kit website, https://www.cypress.com/design-guides/cy3210-psoceval1-psocr-1-evaluation-kit-guide

[16] (2019) Signal Rectifier using PSoC website, https://www.cypress.com/file/107461/download

[17] (2019) Understanding Switched Capacitor Filters website, https://www.cypress.com/file/37356/download

Anexe

Implementare cod redresor

void main(void)

{

PGA_1_Start(PGA_1_HIGHPOWER);

SCBLOCK_1_Start(SCBLOCK_1_HIGHPOWER); //start modulator SC block

CMPPRG_1_Start(CMPPRG_1_HIGHPOWER); //start detector cu treceri prin zero

DigBuf_1_Start(); //start Digital Buffer

RefMux_1_Start(RefMux_1_HIGHPOWER); //Start RefMux

AMD_CR0 |= 0x05;// Setare Comparator_Bus_1 ca sursă de modulator pentru ASC10;

while(1)

{

}

}

Implementare cod pentru un filtru trece-bandă

#include <m8c.h> //constante si macro-uri specifice

#include "PSoCAPI.h" // definițiile PSoC API pentru toate modulele de utilizator

void main(void)

{

PWM8_1_Start();

BPF2_1_Start(BPF2_1_HIGHPOWER);

while(1);

}

Implementare cod pentru blocul de filtre trece-bandă

#include <m8c.h> // constante și macro-uri specifice

#include "PSoCAPI.h"

void main(void)

{

PWM8_1_Start();

BPF2_1_Start(BPF2_1_HIGHPOWER);

BPF2_2_Start(BPF2_2_HIGHPOWER);

BPF2_3_Start(BPF2_3_HIGHPOWER);

BPF2_4_Start(BPF2_4_HIGHPOWER);

while(1);

}

Implementare cod pentru filtrul trece-jos

#include <m8c.h>

#include "PSoCAPI.h"

void main(void)

{

PGA_1_Start(PGA_1_HIGHPOWER);

LPF2_1_Start(LPF2_1_HIGHPOWER);

while(1);

}

Implementare cod pentru detectorul de anvelopă și un filtru trece-bandă

#include <m8c.h>

#include "PSoCAPI.h"

void main(void)

{

PGA_1_Start(PGA_1_HIGHPOWER);

SCBLOCK_1_Start(SCBLOCK_1_HIGHPOWER); //start modulator SCBLOCK CMPPRG_1_Start(CMPPRG_1_HIGHPOWER); // start detector cu treceri prin zero

DigBuf_1_Start(); // Start digital buffer

RefMux_1_Start(RefMux_1_HIGHPOWER); // Start Refmux

AMD_CR0 |= 0x05; // Setare Comparator_Bus_1 ca sursă de modulator pentru ASC10;

PWM8_1_Start();

BPF2_1_Start(BPF2_1_HIGHPOWER); //start filtru cu 2 poli

while(1)

{

}

}

Implementation of a cochlear implant, using CY3210-PSoC Eval 1

Raluca – Maria Bogdan, Paul Faragó

Abstract— Hearing loss is a major problem nowadays, whose compensation requires the use of an auditory prosthesis. Cochlear Implants (CI) are implantable electronic devices which create auditory sensations by directly stimulating the auditory neurons. Low-power operation and wide-range parameter programmability are key features of CIs. The novelty of this project is to implement the block diagram of a cochlear implant on a programmable system on chip, respectively using the CY3210-PSoCEval1 kit.

Keywords— cochlear implant, filter, envelope detector, programmable board, CY3210-PSoC Eval 1.

Introduction

Hearing loss has become a common problem in modern society, which affects directly many people's lives (more than 500 million people). Unfortunately, this has serious consequences, with a big social impact on the affected people, preventing them from leading a normal life. [1,2]. Although, this condition can be compensated by the use of an auditory prosthesis, more and more people are choosing the option of cochlear implants (it is estimated that there are over 300 thousand people worldwide who have required a cochlear implant) [3]. Cochlear Implants are implantable electronic devices, which perform direct stimulation of the auditory neurons at patients with severe to profound hearing loss [4]. It is very important to specify that cochlear implants do not restore hearing, but better said, create useful auditory sensations by replicating the physiology of hearing. The CY3210-PSOCEVAL1 is an evaluation kit that allows the evaluation and experimentation of the PSoC 1 programmable system through the methodology and architecture of the chip design. This includes commonly used peripherals such as ADC converter, DAC converter, universal asynchronous receiver / transmitter, pulse width modulator, pseudo random sequence, and LCD screen [5].

The application works with a drag-and-drop design environment and also, the developer needs to configure the parameters for the modules and to write code in C or assembly language. For the cochlear implant, I chose the C code variant. The CI block diagram is illustrated in Fig. 1 and is explained as follows. A cochlear implant consists of an pre-emphasis, an AGC, a bandpass filter block, an envelope detector and stimulus generation, which works like an modulator, more exactly like an multiplicator. The acoustic signal is applied to the speech processor which performs specific processing functions in terms of pre-emphasis, compression, filtering and feature extraction as follows. An automatic gain control (AGC) is used to compress the acoustic signal into the electrical dynamic range of the cochlear implant circuitry. Next, the bandpass filter block performs subband division of the auditory signal in order to implement multi-channel speech processing. Each channel is responsible for stimulating a specific area inside the cochlea. Following sub-band division, each channel is processed individually for envelope extraction. Finally, the signal envelopes modulate trains of biphasic pulses for direct stimulation of the cochlea. It is also important to mention that the implementation was realised with 4 band pass filters [6].

Fig. 1. Block diagram of a cochlear implant.

The novelty of this work consists in realising the implementation of a cochlear implant on a programmable board and our major objective was trying to offer conclusive results for researching and implementing different applications on CY3210-PSoCEVAL1 board. This article is organized as follows: section II presents the block components of the cochlear implant and how they were implemented. The section is also destinated to the results, including here relevant captures for implementation. Some conclusions are finally drawn in section III.

Implementation

1. Pre-emphasis was implemented using a band pass filter, with the maximum cutting frequency above the upper limit of the auditory signal, because the implementation of a high pass filter is impossible for the specificities of the CY3210-PSOC EVAL 1 board. Figure 2 shows configuration of parameters for PWM and BPF modules (modules used to construct a band pass filter). We have determined the central frequency of the filter as the geometric mean between the minimum and maximum frequency values (in this case, 1 kHz and respectively, 20 kHz).

Fig. 2. Configuration parameters for pre-emphasis.

2. The envelope detector is implemented using a rectifier and a low pass filter. Analog signal is fed to a unity gain PGA and to a Comparator which is configured as a Zero Crossing Detector and a SC Block, which is configured as a modulator. The output of the comparator is used to modulate the sign of the SC Block that converts the AC input signal to full wave rectified output. We worked with the next modules: PGA, CMPPRG, RefMux, SCBLOCK, DigBuf. Figure 3 shows the configuration of the module parameters and figure 4 shows the rectifier oscilloscope results. Also, it is important to mention that captures were made using analog discovery. Figure 5 shows the implementation on the programmable system.

Fig. 3. Configuration parameters for rectifier.

Fig. 4 Rectifier oscilloscope results. The input signal is the yellow one and the output is represented in blue.

Fig.5. Implementation on the board.

To implement the 2-pole low pass filter, the LPF2 and PGA modules are used. Figure 6 shows the configuration of the module parameters and figure 7 presents the implementation on the plaque. Figure 8 shows the result.

Fig. 6. Configuration parameters.

Fig.7. Implementation Fig. 8. Oscilloscope result

on the plaque for LPF.

3. The band pass filter bank is implemented using BPF and PWM modules and the frequency domain for each band pass filter is the next one: 400-650 Hz for BPF1, 650 Hz-1.2 kHz for BPF2, 1.2-2.2 kHz for BPF3 and 2.2-4 kHz for BPF4. Figures 9 (for BPF1), 10 (for BPF2), 11 (for BPF3) and 12 (for BPF4) show the band pass filter bank results using oscilloscope.

Fig. 9. Result for BPF1 Fig. 10. Result for BPF2

Fig. 11. Result for BPF3 Fig.12. Result for BPF4

CONCLUSION

This article proposed an implementation of a cochlear implant, using CY3210-PSOC EVAL 1 board. The captures made follow the understanding of the block diagram and the attempt to provide conclusive results for the implementation of the implant. Of course, countless aspects had been taken into account, but we tried to capture a small part of the application in the article.

References

P. Faragó, C. Faragó, S. Hintea, M. Cîrlugea, “An Evolutionary Multiobjective Optimization Approach to Design the Sound Processor of a Hearing Aid,” in Proc. IFMBE Proceedings, vol. 44, pp 181-186, 2014.

American Speech-Language-Hearing Association at http://www.asha.org/public/hearing/What-is-Hearing-Loss/

U. S. Department of Health & Human Services. Cochlear Implants [Online]. Available: https://www.nidcd.nih.gov/

P. C. Loizou, “Mimicking the Human Ear,” IEEE Signal Processing Magazine. vol. 15(5), pp. 101–130, Sept. 1998.

Official documentation for PSoC Evaluation Kit [Online]. Available: https://www.cypress.com/design-guides/cy3210-psoceval1-psocr-1-evaluation-kit-guide

[6] P. C. Loizou, “Mimicking the Human Ear,” IEEE Signal Processing Magazine. vol. 15(5), pp. 101–130, Sept. 1998.

Official Documentation for Band Pass Filter (equations used for implementation)

A band pass filter allows the passing of signals around a defined median frequency. The transfer equation for a twopole band pass filter is given in Equation 1.

Equation 1

The bandwidth of the band pass filter is defined as the difference between the upper (fupper) and lower (flower) cutoff frequencies where the amplitude falls 3 dB below the peak value on its way out of the pass band. The center frequency (fcenter) is the geometric mean of these two limits. They are shown in Equations 2 and 3.

Equation 2 and 3

An important parameter of band pass filters is the filter selectivity (Q). It is defined as the center frequency divided by the bandwidth and is shown in Equation 4.

Equation 4

To calculate the upper and lower cutoff points, Equation 1 is converted to the frequency format shown in Equation 5.

Equation 5

The amplitude of the transfer function will be down 3 db from the peak value when the imaginary part of the denominator in Equation 5 equals the real part of the denominator. This results in Equations 6 and 7.

Equations 6 and 7

Solving these equations results in Equations 8 and 9.

Equations 8 and 9

Substituting the values in Equation 8 and 9 into the center frequency and bandwidth of Equations 2 and 3, results in Equations 10 and 11.

Equations 10 and 11

These equations are used to calculate Q. It is shown in Equation 12.

Equation 12

Multiple band pass filters can be cascaded to form higher order filters. As with low pass filters, many filter reference books have tables with the necessary center frequency and Q values calculated for different types and orders of band pass filters. The band pass transfer function shown in Equation 1 can be implemented two ways. One method is to take the Vout1 transfer equation and set Cp and Cpp to zero. The band pass coefficient is shown in Equation 13.

Equation 13

The topology for a PSoC switched capacitor band pass filter is shown in Figure 1.

Figure 1. PSoC Two-Pole Band Pass Filter

This is the topology used to implement the BPF2 User Module. An alternative method is to take the Vout2 transfer equation and set C1 and Cpp to zero. The alternative band pass coefficient is shown in Equation 14.

Equation 14

The alternative topology is shown in Figure 2.

Figure 2. Alternative PSoC Band Pass Filter