Contrainte Psycho-Physiques et Electrophysiologiques sur le codage de la stimulation électrique chez les sujets porteurs d'un implant cochléaire

Adaptation de sonie chez des sujets porteurs de l'implant cochléaire Digisonic Article 9 :

ADAPTATION CHEZ LES SUJETS PORTEURS D'UN IMPLANT COCHLEAIRE
J. Wable, S. Gallégo, I. Roussillon, B. Frachet

Proceeding du Congrès de la Société Française d'Audiologie, Clermont-Ferrand, décembre 1998

Cet article mesure les variations du seuil de détection en fonction du temps de stimulation par le 'tone decay test'.

Ce phénomène d'adaptation de sonie est fonction de la zone cochléaire activée lors d'une stimulation acoustique (Hellman et al, 1997), mais aussi de la cadence de stimulation lors d'une stimulation par clic acoustique.

L'étude sur 12 sujets implantés cochléaires Digisonic ne montre pas de variation de l'adaptation de sonie selon la zone cochléaire stimulée. Par contre, la cadence de stimulation influence positivement l'adaptation de sonie.

Cette adaptation de sonie est comparable à celle observée chez le normo-entendant et est en moyenne de 10 à 30 % de la dynamique électrique (Miskiewicz et al, 1993).

ADAPTATION CHEZ LES SUJETS PORTEURS D'UN IMPLANT COCHLEAIRE DIGISONIC.

Wable J., Gallégo S.*, Roussillon I., et Frachet B.

CRISTAL, Hôpital Avicenne, Service ORL, 125 rue de Stalingrad, 93009 Bobigny, France. * MXM 2720 Chemin St Bernard F-06224 Vallauris Cedex, France.

Introduction

La diminution de la sonie d'un son au cours d'une stimulation continue est un phénomène appelé adaptation de sonie ou 'tone-decay'. Cette fatigue auditive est liée à la diminution de la réponse du récepteur et à une habituation du système auditif central, a été étudié essentiellement étudiée à l'aide de stimulations acoustiques. L'évaluation de l'adaptation de sonie chez des sujets implantés pourrait apporter des informations sur l'état du système auditif de ces patients : excitabilité des neurones, capacités de récupération. Le fait que les stimulations soient électriques et non acoustiques influence les propriétés d'excitation des neurones et peut donc modifier le phénomène d'adaptation. D'autre part, la variabilité de l'adaptation entre les sujets pourrait et expliquer une partie de la variabilité des performances. La présence d'adaptation chez les implanté cochléaires est controversée (Shannon, 1983 ; Brimacombe & Eisenberg, 1984). Ces derniers auteurs ne l'observent que chez 3 de leur 17 sujets. Shannon (1983) l'observe de manière plus fréquente. Cependant il suggère que l'altération du système auditif chez les sourds profonds est peut-être à l'origine d'une dégradation du processus d'adaptation chez les porteurs d'implant cochléaire et que par conséquent l'adaptation observée lors d'une stimulation électrique ne soit pas de même nature que celle observée lors d'une stimulation acoustique.

Notre étude a pour objectif d'évaluer l'adaptation de sonie chez les sujets implantés porteur d'un implant Digisonic. Ces données d'adaptation seront confrontées avec les performances à des tests phonétiques. L'objectif final est de pouvoir mieux régler les paramètres de l'implant (seuils, cadence de stimulation, nombre d'électrodes actives...), de proposer un test permettant d'évaluer le fonctionnement du système auditif des patients.

Matériel et méthodes Sujets

12 sujets porteurs de l'implant Digisonic DX10 ont été inclus dans l'étude. Seuls les données de 7 d'entre eux, complètes, sont analysées ici. La durée de privation auditive pour ce groupe est comprise entre 1 et 7 ans, la durée d'implantation entre 7 et 42 mois, l'âge entre 42 et 71 ans.

L'implant Digisonic

L'implant Digisonic est décrit plus en détail dans l'article ' Existe-t-il une relation entre les potentiels évoqués de latence tardive et la reconnaissance de la parole chez les implantés cochléaires ? ' de ce même recueil, de même que par Beliaeff et al. (1984). Avec le type de stimulation utilisé pour cet implant le niveau d'intensité se mesure en ;as.

Test d'adaptation

Le test de mesure de l'adaptation, ou tone decay en anglais, consiste à évaluer, sur une période de temps déterminé, le niveau d'intensité dont il faut augmenter un son continu présenté initialement au seuil de perception pour que la sensation persiste pendant une durée déterminée.

En pratique, le niveau seuil est déterminé ; puis, le stimulus continu est présenté à ce niveau et chaque fois que le patient indique que le son n'est plus perceptible, l'expérimentateur augmente le niveau. Le pas d'incrémentation est de 1 its. La quantité d'adaptation correspond au nombre d'incréments nécessaires pour que la perception soit maintenue pendant 1 minute. Le niveau maximum confortable est ensuite évalué avec une stimulation discontinue.

Deux facteurs ont été considérés :

· la position des électrodes testées : 3, 6, 9, 12, et 15 en général ; une électrode proche lorsque l'une de celles-ci est inactivée chez un patient.

· la cadence de stimulation : 170 Hz et 310 Hz,

Trois mesures répétées ont été effectuées pour chacune des conditions.

D'éventuelles corrélations entre la quantité d'adaptation et les performances de reconnaissance de la parole ont été recherchées.

La quantité d'adaptation a été mesurée initialement en las puis rapportée à un pourcentage en fonction de la dynamique.

Tests phonétiques

Les tests consistent à évaluer la reconnaissance de sons, mots ou phrases sans l'aide de la lecture labiale. Les différents tests réalisés sont les suivants :

· reconnaissance de logatomes VCV : 16 consonnes sont testées, chacune est présentées trois fois,

· reconnaissance de mots monosyllabiques (listes de Lafon) : 1 liste est présentée, ce qui correspond à 17 mots, 51 phonèmes,

· reconnaissance de mots monosyllabiques : 75 mots, reconnaissance de phrases : 35 phrases contenant 119 mots clés,

· répétition d'un texte : le sujet répète le texte lu par l'expérimentateur. Celui-ci répète le texte jusqu'à ce que le sujet ait tout compris. Le nombre de mots reconnus en 5 minutes est évalué.

Les stimuli sont présentés soit par l'expérimentateur soit par un ordinateur. Le processeur de l'implant est réglé par le sujet à un niveau confortable. Le sujet répète ce qu'il a entendu même si cela lui paraît aberrant ou dépourvu de sens.

Analyse

Lorsque le nombre de sujet le permettra, l'adaptation de sonie sera analysée selon plusieurs paramètres :

(1) paramètres de réglage : le niveau seuil, le niveau maximum confortable, la dynamique, la cadence de stimulation, la position des électrodes.

(2) paramètres cliniques : durée de la surdité, âge, durée de l'implantation

(3) paramètres psychométriques : performances aux tests phonétiques.

Actuellement, seuls les effets des facteurs cadence de stimulation et position des électrodes ont été évalués par une analyse de variance sur mesures répétées.

Résultats

Test d'adaptation

Un seul sujet ne présente aucune adaptation quelle que soit la condition. Lorsque l'adaptation est présente, sa valeur varie de 1 à 6 lis. Lorsque la quantité d'adaptation est rapportée à la dynamique (en %), l'analyse statistique (ANOVA à deux facteurs) met en évidence un effet de la cadence seulement (F = 20.8 ; p = 0.04) (Figure 2). La quantité d'adaptation est plus élevée, pour la cadence de stimulation la plus élevée (Figure 1).

·310 Hz

	60% 50% 40% 30% 20% 10% 0%

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15
Electrode

Figure 1- Adaptation (en % de la dynamique) en fonction de la cadence et de la position des électrodes

Corrélation avec les tests phonétiques

Les performances aux test phonétiques sont les suivantes (N=7) :

Test %	VCV	Mots	Phrases	Lafon IC+LL	Lafon IC seul
Etendue	27-67	11-57	21-90	77-96	45-82
Moyenne	48	40	60	89	65

L'étude statistique n'a pas mis en évidence de corrélation entre la quantité d'adaptation exprimée en pourcentage et les performances aux tests phonétiques. Toutefois, le faible nombre actuel de sujets ne donne pas une puissance satisfaisante au test.

Perspectives

Une augmentation du nombre de sujets dans cette étude permettra d'établir des valeurs normatives de l'adaptation de sonie chez les patients porteurs d'un implant Digisonic, en fonction de deux paramètres : la cadence de stimulation et la position des électrodes. Les effets des paramètres cliniques seront étudiés. Brimacombe & Eisenberg (1984) n'ont en effet observé un phénomène d'adaptation que chez 3 de leur 17 sujets. Ceux-là présentaient une plus grande durée de privation sensorielle.

La mesure de l'adaptation pourra sans doute être utilisée pour le réglage des paramètres de stimulation de l'implant, pour l'évaluation de l'état de fonctionnement de l'implant, pour le diagnostic de problèmes retrocochléaire chez les implantés.

Brimacombe LA., and Eisenberg L.S. (1984) Tone decay in subjects with the single-channel cochlear implant. Audiology, 23, 321-332.

Shannon 1983 Multichannel electrical stimulation of the auditory nerve in man. I. Basic psychophysics. Hearing Research, 11, 157-189.

Adaptation de sonie chez des suiets porteurs de l'implant cochléaire Nucleus

Nous avons voulu mesurer l'adaptation de sonie sur un autre type d'implant cochléaire (le Nucleus) ; cela afin d'estimer l'importance du type de stimulation.

4 sujets ont participé à cette étude. Les résultats figure 49 représentent la moyenne sur les patients testés de l'adaptation de sonie au seuil (tone decay test) en fonction du site de cochlée stimulée. Chaque point correspond à une moyenne de 8 mesures pour chaque sujet testé. Tout comme l'étude précédente sur Digisonic cette adaptation de sonie est comparable avec celle obtenue chez le nomoentendant.

1-4 5-8 9-12 13-16 17-20

Electrode

Figure 49 : Adaptation de sonie au seuil en pourcentage de la dynamique (par le tone decay test) en
fonction du site de stimulation (l'électrode 1 est la plus basale, l'électrode 20 la plus apicale) chez 4
sujets porteurs de l'implant cochléaire Nucleus. La fréquence de stimulation est de 250 Hz, l'intensité
mesurée généré un son audible pendant au moins 60 secondes.

Les résultats obtenus avec les deux types d'implant cochléaire montrent une faible adaptation de sonie lors d'une stimulation électrique continue comparable à celle des normo-entendants.

Cas d'une adaptation de sonie anormale chez un sujet porteur de l'implant cochléaire Nucleus

Nous avons voulu étudier l'adaptation de sonie chez un sujet implanté avec le système Cochlear depuis 3 ans pour lequel nous avons constater ces 12 derniers mois une augmentation progressive suspecte des seuils de détection. L'origine de ce phénomène est probablement due à un dysfonctionnement du système auditif.

La mesure de l'adaptation de sonie au seuil par le tone decay test, nous donne des valeurs moyennes de 83% (d.s. 23%) sur les cinq électrodes actives restantes. Ce genre de cas a déjà été décrit dans la littérature (Brimacombe et Eisenberg, 1984). Ces valeurs bien supérieures aux valeurs précédentes indiquent un dysfonctionnement rétrocochléaire.

b- Fonction de sonie

Des études (Allen et al, 1990) ont évalué la perception de l'intensité ou sonie et son lien avec le niveau du stimulus électrique. La sonie pour une oreille normo-entendante est une fonction puissance du niveau acoustique : L=kPAn. Il est nécessaire de multiplier l'intensité acoustique par 10 pour avoir une sensation de sonie multiplier par 2.

Dans le cas d'une stimulation électrique, la sonie est aussi une fonction puissance du niveau de stimulation électrique mais avec un exposant supérieur. Il est nécessaire de multiplier l'intensité électrique par 2 pour avoir une sensation de sonie multiplier par 2 (Shannon, 1983).

Toutes ces études réalisées chez le sujet porteur d'un implant cochléaire ont utilisé l'amplitude de l'impulsion comme paramètre de codage de l'intensité, hors on sait que cela induit de grande nonliénarité dans le nombre de fibre recrutée en fonction de la stimulation. L'utilisation de la durée de l'impulsion semble être plus appropriée pour coder l'intensité, car elle a l'avantage d'activer toujours la même zone du ganglion avec toujours le même potentiel de fibre.

1- Résolution en intensité

La mesure de sonie est un test difficile a réaliser car il demande une estimation subjective du patient du niveau d'intensité perçu. La mesure du seuil différentiel en intensité est plus communément utilisée car il est plus facile à réaliser. De plus les valeurs mesurées sont très fiables et facilement interprétable.

La mesure de la résolution de sonie se fait généralement par la mesure du seuil différentiel en intensité (IDL). Les sujets implantés cochléaires peuvent détecter un changement de 1 à 2 dB en intensité à proximité du seuil de perception et de 0.25 à 0.5 dB à des intensités plus élevées (Pfingst, 1984 ; Nelson et al, 1996).

5

Schroder et ai. (1994): Humas AcousUc (300-Ho sine)

^4.-E 5

¹42 ^-5

F -10

O

-15

-20

-20

100

20 40 60 80

Stimulus Level (%DR)

Shannon (1983), Human Electric (1000-Ha sine) Subi. CE

elfl
· 0.470 ( ^S.'

18/08)= .0 115 (800) 3.28

O -

11- ELI,2 bp ELSA bp ELI5,18 bp

W1(d9)

E1.1 mp

O ELI5 rnp

5

-15

-20

20 40 60 80 100

Stimulus Level (%DR)

Shannon (1992): Human Electric Wl,,e from TTATFs RI-R5 amplitude modulation

· 82-Na pulsewidtei modulation

PRI e 1.34 ( )^.1.37

W7(d0) =-0.188 (813R)
· 1.27

RI mp (sine)

R4 mp (sine)

-

-r-- RS mp (sine)
O N2 bp Wiesel
..6 83 bp (pulse)
Na bp (pulse)

en o 65 0089

es.7. wr(do). 0 070 (8013)
·1 88

· \A

4 N2 --a-
· N3

Figure 50 : mesure de dl d'après Nelson et al, 1996

Nous avons voulu évaluer, chez 4 sujets implantés cochléaires, les IDL sur l'électrode 5 (basale) et 15 (apicale) pour deux fréquences de stimulation (300 et 1000 Hz) à 4 niveaux de stimulation (10, 30, 70, 90 % de la dynamique).

La technique utilisée pour mesurer le IDL est la méthode adaptative à 'deux intervalles et à choix forcé' (2IFC).

La stimulation se compose de deux trains d'impulsion de 300 ms espacés d'un silence de 500 ms (figure 51). Un train est à une intensité I, l'autre à l'intensité l+dl. La consigne donnée au sujet est d'indiquer le train d'impulsion perçu comme le plus fort. Si le sujet ne trouve pas de différence, il répond au hasard. L'expérience avec une différence en intensité nettement audible (en moyenne dI/1= 0.25). On augmente la valeur du dl dès qu'il y a une erreur. On diminue la valeur dl après 2 réponses justes. Le pas est variable, il diminue de 5 à 0.5 ps. Cette procédure permet de converger vers le seuil à 71%. On calcule ensuite la fonction de Weber 10 log ((l+d1)/1) (I en ps)

dT = 500 ms

I

I+dI

I IIIIIIIIIIIII

T=300ms 1

.411) ·.-- T=300ms 2

Figure 51: protocole de la mesure de dl. Le train contenant l+dl est de manière aléatoire 1 ou 2.

La figure 52 représente l'évolution de la fonction de Weber (10 log (1+IDL)/1 ) en fonction de l'intensité exprimée en % de la dynamique pour deux électrodes (une basale et une apicale) et deux fréquences de stimulation.

L'analyse statistique de la fonction de Weber par une Anova à deux facteurs (fréquence, pourcentage
de la_dynamique) sur des mesures appariées pour les électrodes 5 et 15 donne les résultats suivants.

Patient 1

30 %

Patient 2

60%

Patient 3

90 %

Patient 4

80%

Moyenne

65 %

2,5

1,2

Electrode 5

Electrode 15

-6- 1 kHz

- _{300 Hz}

0

10% 30% 70% 90%
Dynamique (%)

1

1

2,5

-3-j. kHz

-3-^-31)0
·411z

10% 30% 70% 90%

D nami ue %

g

⁹:

1,5

d

0,5

1,8

1,6 E 1,4 e 1,2 C_.

'e 0,8
a 0,6
"" 0,4
0,2

7 1,5

0,5 -

o

10%

1,4 1,2 1

0,8

e 0,6

0
· ,4

0,2

0

1

g 0,8
C.^, 0,6

_.2%^' 1

0,4

0,2

o

0,9
0,8

e0,7 0,6

+ o,5 ' 'g 0,4

· 0,2 0,1

a 0,3

Figure 52: IDL sur 4 sujets porteurs de l'implant Digisonic en fonction du niveau exprimé en
pourcentage de la dynamique (10, 30, 70, 90%) pour des fréquences de stimulation de 300 et 1000 Hz
sur les électrodes 5 (électrode basale) et 15 (électrode apicale). Pour chaque sujet, les performances
sans lecture labiale de mots triphonémiques sont indiqués (listes de Lafon)

L'intensité de stimulation a un effet sur la fonction de Weber pour l'électrode 5 (p<0.001) et pour l'électrode 15 (p<0.001). La fonction de Weber diminue lorsque l'intensité de stimulation augmente. Il n'y a pas d'effet de la fréquence pour l'électrode 5 alors que pour l'électrode 15 la fonction de Weber est différente en fonction des fréquences (p<0.001). En effet, l'électrode 15 a une meilleure fonction de Weber à 300 Hz qu'à 1 kHz. Sur l'électrode la plus apicale, le codage de la sonie est donc meilleur pour une fréquence de stimulation de 300 Hz que pour une fréquence de stimulation plus élevée de 1000 Hz.

De manière globale, quelles que soient l'électrode et la fréquence, le IDL décroît lorsque l'intensité de stimulation augmente. La discrimination est meilleure pour les intensités élevées. La forme est comparable à celle obtenue chez le normo-entendants (Tumer et al, 1989). Les valeurs sont identiques voire même plutôt inférieures à celles du normo-entendant. Néanmoins, la dynamique chez le sujet porteur d'un implant cochléaire étant de l'ordre de 8 dB (environ 15 fois moins que pour le normoentendant), le nombre de niveaux de sonie est très inférieur à celui des normo-entendants (environ 15 contre 150 niveaux). Nous avons estimer le nombre de niveaux de sonie à partir de la mesure du dl, sur toute la dynamique électrique. Ces résultats présentés figure 53, en accord avec d'autres études (Pfinsgt et al, 1993; Nelson et al, 1996) effectuées sur d'autres types d'implants cochléaires, montrent un nombre de pas variable suivant le sujet et l'électrode. Il est compris entre 10 et 27.

Ill patient 1
patient 2 patient 3

· atient 4

20
18
16
;4¹ 14

o
· 12

L 10

⁸

I 6

4

2

0-50 % 50-100% 0-100%

n patient 1

n patient 2 In patient 3

· atient 4

o 10

5

0-50 % 50-100% 0-100%

30

25

ea, 20

0

o 15

Electrode 5 Electrode 15

Figure 53 : nombre de niveaux en intensité perçue chez 4 sujets implantés cochléaires pour une
fréquence de 300 Hz sur l'électrode basale n°5 et apicale n°15
en fonction de la zone de la dynamique considérée.

Les résultats (fonction de Weber et nombre de pas) sont différents suivant le patient testé. Le sujet 1 à
une fonction de weber qui ne décroit pas en fonction du pourcentage de dynamique. Il correspond aussi
au sujet qui a le plus petit nombre de pas de sonie (surtout dans la zone 50-100 %). Lorsque l'on

regarde son dossier on s'aperçoit d'une reconnaissance sans lecture labiale médiocre (30%) alors que

celles obtenues par les trois autres sujets testés sont bonnes (sujet 2 : 60% ; sujet 3 : 90% ; sujet 4 : 80%).

Il serait important de confirmer ces résultats par d'autres études plus poussées, car ils suggèrent

- que les caractéristiques individuelles de la fonction de Weber ainsi que le nombre de pas contenu dans la dynamique sont reliés aux performances de reconnaissances du sujet.

- que les fréquences optimales de stimulation permettant de coder la sonie varient en fonction de la zone de cochlée stimulée. Cela pourrait avoir des conséquences sur l'évolution future du traitement du signal de l'implant cochléaire. Actuellement sur la plupart des systèmes d'implants cochléaires, la fréquence de stimulation est fixe ou varie en fonction de la fondamentale laryngée, mais pas en fonction de la zone de la cochlée stimulée.

La mesure systématique du IDL en fonction de l'intensité de stimulation électrique serait intéressant car - elle permettrait de compresser de manière optimale l'énergie acoustique en énergie électrique,

- de choisir un traitement du signal adapté aux caractéristiques du sujet.

Le processeur vocal, doit linéariser le plus possible la discrimination en intensité de la stimulation acoustique en jouant sur la fonction de compression énergie acoustique/ énergie électrique afin d'avoir le même potentiel de discrimination de la parole pour des niveaux d'intensité différents (de 40 à 80 dB SPL).

Afin d'évaluer le système de compression acoustique / électrique actuel, nous avons voulu mesurer chez 8 sujets implantés cochléaires (avec 3 Cochlear : BC, CG, LA et 5 avec Digisonic DE, DU, FA, RO, SC), la discrimination en intensité acoustique avec le traitement du processeur externe. Cela afin d'évaluer sa linéarité pour différentes intensités au-dessus du seuil de détection. 3 niveaux d'intensité acoustique ont été choisis (0, 20 et 40 dB au-dessus du seuil de détection). Ces niveaux correspondent en moyenne à 40, 60 et 80 dB SPL. La fréquence de stimulation acoustique a été fixée à 1000 Hz. Les répartitions fréquentielles des réglages de chaque sujet ont été adaptées pour qu'une seule électrode soit activée (une électrode medium). Avant d'effectuer les mesures de dl, nous avons évalué le seuil de détection par une méthode 2 IFC.

10

9

_ee 8

- a 7

eu

= 6 cr

ï ⁵ =

o 4

te

et 3

1--

"⁰ 2

1

0

DE DU FA RO SC

BC CG LA

Figure 54 : Mesure chez 8 sujets implantés cochléaires des performances de discrimination en
intensité d'une stimulation acoustique d'un bruit bande étroite centré sur 1000 Hz, via le processeur
avec un réglage correspondant à l'activation une électrode unique médium.

La figure 54 représente les valeurs de dl observées pour chaque sujet à 3 intensités de stimulation en dB SL. Le dl est variable selon les patients, mais aussi selon le niveau de stimulation (1.32 dB à 0 SL ; 2.63 dB à 20 dB SL ; 6.35 dB à 40 dB SL en moyenne). Le pouvoir de discrimination en intensité décroît lorsque l'intensité acoustique croît quelque soit le système implanté,. Le sujet aura donc plus de difficulté à percevoir des fluctuations en énergie pour des niveaux d'intensité supérieurs à 60 dB SPL.

Quelque-soit le système, la transformation de l'énergie acoustique en énergie électrique n'est pas optimisée pour linéariser la résolution en intensité acoustique.

2- Fonction de sonie

La fonction de sonie chez les sujets porteurs d'un implant cochléaire croit généralement avec l'intensité de stimulation. Sa forme n'est pas toujours linéaire (figure 55) ; elle est dépendante de plusieurs facteurs que l'on ne maîtriser pas parfaitement (étiologie, fréquence de stimulation, fibres recrutées, éloignement entre l'électrode et les neurones...). Lors des réglages effectués au sain de l'hôpital Ed. Herriot, il est même arrivé de voir des patients qui avait au delà d'un certain niveau de simulation une diminution du niveau de sonie.

00 400500 700 1000 200 400500 700 1000 300 400500 700 1000

StintlitIS Level (pA)

E20,22 --a E15,17 --t)-
· E10,12 --e E5,7

Figure 55 : Mesure de la sonie chez 3 sujets 1C, d'après Fu et al, 1998

D'après Zeng et Shannon (1994a,b), la forme et les valeurs de la fonction de sonie se modifient en fonction de la fréquence de stimulation ; ces modifications provoquent des difficultés d'adaptation de l'interface lorsque l'on veut utiliser des stratégies de codages à fréquence de stimulation variable.

100

.G

_c.lr 80

e, 60

a. 40

20

0

100

Figure 56: modèle du codage de la sonie lors d'une stimulation électrique de la cochlée
(Zeng et Shannon, 1994b)

0.1 0.z 0.5

Power fonction exponerrt (P)

--8-- Consonant Recognition --0-- Vondel Recognition

0

50

100

₉₀ A

ôR 80

70
·

80

a

30

cif 20

10 :- 0

au..

60

ct

sa
²'⁾

--e-- Voicing

--O-- Manne

--'e-- Place

Il est important d'évaluer la forme de la fonction de sonie afin d'adapter la fonction adéquat de compression acoustique/électrique. En effet, une étude a montré l'importance de la fonction de compression acoustique électrique sur l'intelligibilité des sujets porteurs de l'implant cochléaire (figure 57). La fonction correspondant à la meilleure intelligibilité est variable selon le sujet testé (Fu et al, 1998).

m'Ide Amplitude pat

Figure 57 importance de la fonction de compression
acoustique / électrique pour le sujet implanté cochléaire sur
l'intelligibilité, d'après Fu et al, 1998.

Mesure de la fonction de sonie

Nous avons évalué la fonction de sonie lors d'une stimulation électrique via l'implant cochléaire Digisonic en utilisant la durée de l'impulsion pour coder l'intensité de stimulation. Décrite par Allen et al (1990), la méthode utilisée pour mesurer la fonction de sonie est catégorielle ; après chaque stimulation on demande au patient de classer la force de la sensation perçue parmi plusieurs catégorie (inaudible, très faible, faible, confortable mais faible, confortable, confortable mais fort, fort, très fort, trop fort).

16 sujets implantés cochléaires ont participé à cette étude. Afin d'évaluer l'influence de la fréquence de stimulation et de la zone de cochlée stimulée, trois électrodes (une basale, une médium et une apicale) et quatre fréquences de stimulations (75, 150, 300, 600 Hz) ont été choisies.

Dans un premier temps dans chacune des conditions, les seuils de détection et de confort sont déterminés. 40 niveaux linéairement décomposés de --5% à 105 % de la dynamique électrique sont envoyés au patient de manière aléatoire. Pour chacune des 40 stimulations, le patient juge le niveau sonore parmi les 9 choix précédemment énoncés (de inaudible à trop fort). La fonction de sonie est construite en moyennant les intensités de stimulations perçues pour chacune des 9 catégories.

La figure 58, représente chez 16 sujets testés la fonction de sonie mesurée à une fréquence de 150 Hz sur une électrode apicale. Pour chacun d'eux, on a aussi représenté le pourcentage de reconnaissance sans lecture labiale des listes de mots tri-phonémiques de Lafon.

L'allure de la fonction de sonie ne semble pas dépendante des performances du patient. La fonction de sonie augmente avec la durée de l'impulsion. Au-delà du niveau 'confortable mais fort' le jugement de la sonie sature voir décroît pour certains sujets.

140
120
105

IO

70

20

10

62%
·

/\/

20

10

1.
·

10

U)

z	1 0
o	1211
cn	100
	110
a.	00
2
LU	24
CI
LU	20
	lb
O

25

20

10

00

40

30

40% V

10

100

CO

00

IO

00

80%

IO

20

₅7^-4

1 ..... 10.

00

70

05

20

90% /*-.
·

$0
00

20

Figure 58 Mesures individuelles de la fonction de sonie pour 16 sujets implantés cochléaires Digisonic
pour une électrode apicale à une fréquence de stimulation de 150 Hz et un train d'impulsion de 430 ms.
Chaque niveau de 1 à 7 en abscisse correspond respectivement à très faible, faible, confortable mais
faible, confortable, confortable mais fort, fort, très fort. Pour chaque sujet, on a représenté ses
performances sans lecture labiale sur les listes de mots tri-phonémiques de Lafon.

110*

2 3 4 5 6 7

5

1

2

3

4

1110*

5

1

2

3

Mon

4

70

60
50
t 40

30

8

4 20

à

10

o

160
140

3 120

I100

ho -.-

4 ⁶⁰

f ₄₀

j

20

o

;

· -
· 30

8

3 20

à

10

o

Yin

160

140

1120
.8 n In

a--

I 80

· -

4 ⁶⁰

I0 4 aà

20

o

Yin

i

Min

Yin

1

2 3 4 5 4 7

Mo*

70

60

î 50

140

o

1 2 3 4 5 6 ⁷

110*

Yin

160
140

1 120

1100 É80

..-

4⁶⁰

3 à

20

40

Figure 59 : Mesures de la fonction de sonie pour 16 sujets implanté cochléaires Digisonic pour différent
sites de stimulation (électrode basale, médiane, apicale) pour 4 fréquences de stimulation (75, 150, 300
et 600 Hz). Chaque niveau de 1 à 7 en abscisse correspond respectivement à très faible, faible,
confortable mais faible, confortable, confortable mais fort, fort, très fort.

La figure 59 représente la moyenne sur les 16 sujets de la fonction de sonie pour différentes fréquences de stimulation et pour différentes zones stimulées. Quelque-soit la fréquence et la zone de stimulation, la fonction de sonie croit avec la durée de l'impulsion. Au-delà du niveau confortable mais fort les fonctions de sonie semblent saturer.

L'analyse statistique par anova à deux facteurs à mesures répétées trouvent des différences entre les niveaux de sonie, mais ne trouve pas de différence entre les catégories confortable mais fort, fort et très fort, cela quelque soit la fréquence de stimulation. Les 3 catégories de sonie les plus élevées sont donc générées par des durées d'impulsion proches.

Il existe un effet de la fréquence sur la fonction de sonie sauf pour la catégorie très faible. Le seuil de détection ne semble pas dépendant de la fréquence de stimulation.

Contrairement à ce qui a été décrit dans la littérature (Zeng & Shannon, 1994), l'allure de la fonction de sonie n'est pas dépendante de la fréquence de stimulation. Du niveau très faible à confortable mais fort, elle semble être linéaire, cela quelque soit la fréquence et le site de la stimulation. L'utilisation d'un traitement du signal à fréquence de stimulation variable est simple avec la stimulation Digisonic. Les seuils de détection sont indépendants de la fréquence et les fonctions de sonie sont linéaires du niveau très faible au niveau confortable mais fort.

3- Equilibre de la sonie en fonction de la fréquence de stimulation

Nous avons voulu affiner les résultats précédents, contradictoires avec ceux de la littérature, par un test plus adapté et beaucoup plus fiable. Plutôt que d'estimer arbitrairement le niveau de sonie, comme le montre la figure 60, ce test consiste à équilibrer en sonie deux trains d'impulsions (un référent et un test).

1 I

11111111 I I

ler Train à F1 2ème Train à F2

Figure 60 : Protocole de la mesure d'équilibre de sonie pour deux trains d'impulsion ayant des
fréquences de stimulation différentes.

Quatre patients ont participés aux mesures qui consistaient à équilibrer la sonie de deux trains d'impulsions ayant des fréquences de stimulations différentes. Deux fréquences de références, 300 et 1000 Hz, ont été choisies pour comparer à 5 fréquences test, 90, 160, 300, 540 et 1000 Hz. Dans chacune des conditions choisies 3 électrodes (une basale, une médiane, une apicale) et quatre niveaux de la dynamiques (10, 30, 70 et 90 %) ont été testés. Dans un premier temps dans chacune des conditions, les seuils de détection et de confort sont déterminés, puis les niveaux à 10, 30, 70 et 90% de la dynamique calculés.

Nous avons utilisé une méthode adaptative (de convergence) avec un pas variable décroissant lors des
quatre premiers changements. La moyenne est calculée en utilisant les 6 dernières alternances parmi

les 10 mesurées (figure 61).

SONIE

0 Sonie du deuxième Train

-- Sonie de référence du premier Train

Figure 61: Principe de l'équilibre en sonie pour deux trains d'impulsions.

La figure 62, donne les résultats de la mesure d'équilibre de sonie sur l'électrode 11 pour les différentes conditions chez un sujet. Les valeurs de durée d'impulsion en abscisse et en ordonnée sont en ps. La correspondance de la fonction de sonie pour deux fréquences de stimulation semble très linéaire, ce qui corrobore les résultats concernant l'estimation de la sonie.

90 Hz -		300 Hz -	0 1 6^10 - 300 Hz
9^10 300 Hz		0 I l -1000 Hz
1 - 300 Hz		3^10 6^10 9^10 12 - 160 Hz ,/. _ · - . / * 1000 Hz^-
I il -540 Hz - ./ ·
9^10 12 · - 1000 Hz

- 160 Hz -	- 300 Hz^-
O 1 0!0 - 540 Hz ^o°	olo _,,, -- go - 300 Hz
0 3^10 60 90 Hz /_ - ·.	90 12 · --- . - 1000 Hz -
2 3^10 60 - 300 Hz - qe	9^'O 12 . · - 1000 Hz -
60 9^10 12 -1000 Hz- /. / · · · 1000 Hz

120 90 60 30 120

je90

eo

O 30

tn

120

90

2 6o

Là

30

0

120

90

e

Cà⁶⁰

30 120 90 60 O

120 90 60 30

₀120 90 60 30

0

o

120

90
60
30

₀120 90 60 30

₀120 90 60 30

O

o

30 60 90 120 30 60 90 120

Figure 62 : Exemple d'équilibre de sonie sur l'électrode 11 du patient #2 pour chacune des conditions
testées. Les valeurs correspondent à la durée de l'impulsion. Les fréquences de références sont en
abscisse, les fréquences testées sont en ordonnée.

Afin d'évaluer la linéarité des équilibres de sonie, on a pour chaque condition testée représenté les valeurs en pourcentage de la dynamique de chaque fréquence de stimulation. Cela nous a permis de regrouper pour chaque patient les valeurs effectuées sur les 3 électrodes testées.

La figure 63 représente les résultats obtenus chez les quatre patients testés dans les différentes conditions. Comme le présente cette figure, les correspondances entre la sonie en fonction de la fréquences de stimulation sont très linéaires, même pour les fréquences basses tel que 90 ou 160 Hz.

Ces résultats montrent que contrairement aux articles de Zeng et Shannon effectués avec les systèmes de Cochlear et Ineraid, l'allure de la fonction de sonie sur le système Digisonic, est indépendante de la fréquence de stimulation dans la gamme 90, 1000 Hz. L'utilisation d'une stratégie de traitement du signal à fréquence de stimulation variable peut facilement être implémentée. Puisque les seuils de détection sont invariants, il suffit d'obtenir la pente de l'équilibre de sonie pour deux fréquences de stimulation différente pour correctement coder la sonie.

_ - 90 Hz - .ami- -		_ __ ... ,,,,..- --; 300 Hz- i i
_ - 300 Hz - _ 1	1	- - Hz^- 1300
:1000 Hz I	1	300 Hz - 1
-160 Hz _ _ i	1	- 1000 Hz - i 1
- 540 Hz - _		_ 1000 Hz -

20 40 60 80 ^-100

- 160 Hz - - :----- ; ------- 1 i	- - - 300 Hr i i
- 540 Hz i i	300 Hz^- i 1
90 Hz :,..A 2---^--- IIII	1000 Hz^-
- 300 Hz - .. III	1000 Hz- i
- 1000 Hz - ../-	1000 Hz^-

0 20 40 60 80 ^-100

^-100 80 60 40 20

o

^-100 80 60 40 20

0

- 100 80 60 40 20

o

- 100

80 60 40 20

o

^-100 80 60 40 20

^-100 80 60 40 20

o

^-100

80 60 40 20

o

^-100

80 60 40 20

0

^-100

80 60 40 20

o

^-100

80 60 40 20

o

o

o

X, Y: %dyn

Figure 63 : Equilibre de la sonie chez les 4 sujets implantés cochléaires, pour chacune des conditions
testées en fonction du pourcentage de la dynamique électrique.

Dans chacune des conditions testées, nous avons mesuré par régression linéaire la pente des équilibres de sonie (fréquence testée, fréquence référante). La figure 64, représente la valeur moyenne de la pente pour chaque condition pour chaque patient testé.

Moyenne de la pente

1 .6

1 ,5 300 Hz

1000Hz

1 .4

1 .3 1 ,2 1,0 0,9 0,8

90 Hz 160 HZ 300 HZ 540 Hz 1000 Hz

Figure 64 : Pentes moyennes, calculée par régression linéaire, de la correspondance en sonie pour
différentes fréquences de stimulation test par rapport aux fréquences de stimulation référantes 300 et
1000 Hz.

Une comparaison des pentes par rapport à la pente 1 (fonction identité) ne trouve pas de différence statistique pour les conditions 160/300, 300/300, 540/300, 1000/300, 160/1000, 300/1000, 540/1000, 1000/1000 Hz.

Par contre les pentes dans les conditions 90/300 et 90/1000 Hz sont différentes de 1 (p<0.05 pour n=12).

La fonction de sonie diffère donc peu dans la gamme de fréquence de stimulation 160-1000 Hz. La possibilité de faire varier la fréquence de stimulation pour coder une partie de l'information est donc possible avec l'implant Digisonic sans avoir recours à des modifications du réglage.