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

L'exploration fonctionnelle des voies auditives fournit une mesure objective de la réponse de ces systèmes à une stimulation électrique. L'utilisation des potentiels évoqués suite à une stimulation électrique de la cochlée (PEAE) semble être intéressante. L'objectif étant d'utiliser ces réponses électrophysiologiques pour des applications cliniques, deux critères importants, la durée et la fiabilité du recueil, doivent être prises en compte. Seules les PEAEP permettent de répondre à ces contraintes ; en effets les PEAE de latences moyennes et tardives ont des durées d'enregistrements longues et des caractéristiques fluctuantes. L'étude des PEAEP des sujets porteurs d'un implant cochléaire est riche en information. Elle permet de mieux comprendre le fonctionnement rétrocochléaire pour des stimulations électriques sur différentes zones de la cochlée à différentes intensités. Elle aurait un intérêt clinique tant au niveau du réglage (en particulier chez l'enfant) qu'au niveau prédictif avant l'implantation. De plus l'utilisation des PEAEP durant l'intervention permettrait de rassurer le chirurgien sur le bon fonctionnement de l'implant cochléaire et du système auditif.

Les potentiels évoqués auditifs précoces (PEAP) enregistrés sur le scalp reflètent le passage des influx nerveux à travers les synapses du système auditif ou le long d'un nerf auditif qui change brusquement d'orientation. Décrits dès 1967 (Sohmer et Feinmesser), ils sont composés de 7 ondes dans un intervalle de temps inférieur à 10 ms (Jewett et Williston, 1971). Chaque onde correspond à l'activité prédominante d'un ou plusieurs générateurs le long du système auditif afférent, de la cochlée au corps genouillé médian (Moore, 1987a, b). L'onde I est générée par les ramifications du nerf auditif le long des cellules ciliées internes. L'onde II est générée par le passage de l'influx nerveux à travers le nerf VIII ainsi que par l'entrée dans le noyau cochléaire. L'onde III est principalement générée par la sortie du noyau cochléaire dorsal (homolatéral) ainsi que par l'entrée dans le complexe olivaire supérieur. Le complexe IV-V serait principalement généré par le colliculus inférieur et le lemnisque latéral (controlatéral). Les ondes VI et VII ne sont présentes que chez 70 % des sujets ; leurs sites générateurs semblent être le corps genouillé médian, néanmoins ils restent mal définis. La caractérisation des PEAP

montre que les latences des ondes sont très sensibles à l'intensité de stimulation et à la zone de cochlée stimulée (Don et Eggermont, 1978 ; Gorga et al, 1988).

Des études chez le singe (Dobie et Kimm, 1980) ont décrit la morphologie des PEAP par stimulation électrique de la cochlée (PEAEP) lors d'une section du nerf facial et/ou vestibulaire. D'autres auteurs (Gyo et Yanagihara, 1980 ; Charlet de Sauvage, 1983) ont comparé les PEAP par stimulation acoustique et électrique (PEAEP) chez le cochon d'Inde ou cobaye. Les latences des ondes en stimulation électrique, sont plus précoces qu'en stimulation acoustique d'environ 1 ms et sont peu sensibles à l'intensité de stimulation. Les mêmes observations ont été faites chez l'humain (Starr et Brackman, 1979). Les variations de latence en fonction de l'intensité dans le cas d'une stimulation acoustique sont donc principalement dues aux processus cochléaires. Le recueil de PEAP par stimulation électrique de la cochlée chez l'humain est donc très riche en informations, car il permet de mieux caractériser et comprendre le système auditif rétro cochléaire en éliminant les distorsions dues à la biomécanique cochléaire.

Le développement de l'implant cochléaire (House et al, 1976 ; Michelson, 1971 ; Simmons, 1966) a grandement facilité la technique de recueil des PEAEP chez l'humain, car on a pu utiliser l'électrode implantée comme stimulateur. Le développement de ces techniques a permis de caractériser les PEAEP en fonction de l'intensité de stimulation chez les sujets porteurs d'un implant cochléaire monoélectrode (Honert et Stypulkowski, 1986). Les résultats suggèrent que les PEAEP sont générés de la même façon que les PEAP, puisqu'il n'existe pas de différence statistique entre les intervalles d11-111, dlll-V et dll-V des stimulations électriques et acoustiques. La comparaison des ondes III et V des PEAP provoquées par une stimulation électrique du noyau cochléaire et des PEAP obtenus par stimulation acoustique chez les mêmes patients confirme ces résultats (Waring, 1992, 1995). Néanmoins les auteurs nous mettent en garde sur les difficultés inhérentes au recueil des PEAEP. En effet la stimulation électrique de la cochlée peut provoquer des réponses myogéniques (Fifer et Novak, 1990 ; Honert et Stypulkowski, 1986), vestibulaires (Honnert et Stypulkowski, 1986) et faciales (Waring, 1992). De plus l'artefact de stimulation est très difficile à extraire du PEAEP. Des études effectuées chez

l'animal (Honnert et Stypulkowski, 1984, 1986) retrouvera les corrélations entre PEAEP et PEAP et

confirment qu'il existe une corrélation entre le nombre de cellules survivantes du ganglion spiral et les amplitudes des PEAEP (Hall, 1990) ; hypothèses qui avaient été faites chez l'humain (Brightwell et ail, 1985 ; Smith et al, 1983).

L'apparition des implants cochléaires multiélectrodes (Clark et al, 1981 ; Eddington, 1980) a rendu possible le recueil de PEAEP en stimulant une partie seulement de la cochlée (Abbas et Brown, 1988). La caractérisation des PEAEP en fonction de l'intensité de stimulation (Abbas et Brown, 1991) n'a pas montré de différences majeures selon les parties de la cochlée stimulées. Néanmoins, il est plus difficile d'obtenir des PEAEP pour des stimulations de la base de la cochlée (Shallop et al, 1993), ce qui contraint les auteurs à stimuler une zone assez grande de la cochlée avec deux électrodes éloignées (Abbas et Brown, 1991) ou d'étudier seulement l'onde V (Miller et al, 1993).

Plusieurs études ont recherché d'éventuelles relations entre les caractéristiques des PEAEP et les capacités perceptives telles que le seuil de détection (Shallop et al, 1991,1993 ; Brown et Abbas, 1994 ; Mason et al, 1994 chez l'homme ; Smith et al, 1994 chez le chat). Malheureusement ces paramètres étaient très peu corrélés et les corrélations ne pouvaient en aucun cas être utilisées en routine clinique à des fins de réglage. D'autres auteurs ont trouvé des relations entre les performances phonétiques des sujets et les caractéristiques des PEAEP (Abbas & Brown, 1991 a,b ; Herman & Thornton, 1992), suggérant que le recueil de PEAEP avant l'implantation, par stimulation électrique du promontoire ou de la fenêtre ronde, pourrait constituer un facteur pronostic.

L'objectif de notre travail a été dans un premier temps de développer une technique fiable de recueil de PEAEP, puis de caractériser ces PEAEP en fonction de l'intensité de stimulation, du site de la cochlée stimulé, de la durée et de la fréquence de la stimulation. Le deuxième temps consistait à comparer les caractéristiques des PEAEP aux mesures subjectives effectuées chez les mêmes sujets afin d'utiliser cette technique de recueil des PEAEP à des fins cliniques.

Ili Recueil et conditionnement des potentiels évoqués auditifs sur implant cochléaire

Si le recueil de potentiels évoqués auditifs précoces (PEAP) par stimulation acoustique est devenu
quelque chosed'aisé et de classique, il n'en est pas de même pour les PEAP par stimulation-électrique

(PEAEP). En effet la grande difficulté du recueil de PEAEP réside dans l'élimination de l'artefact de stimulation qui sature l'amplificateur différentiel d'entrée et masque donc les PEAEP dont l'amplitude est de l'ordre du dixième de microvolt. A titre d'exemple, la stimulation peut aller jusqu'à six volts, ce qui représente un rapport d'amplitude de 6,000,000 entre la stimulation et le recueil. Une étude approfondie sur les paramètres de stimulation et de recueil pour l'obtention de PEAEP de bonne qualité est donc nécessaire.

Pour le recueil des PEAEP, le système spécialisé Digistim+^® (cf partie psycho-physique) remplace la partie externe de l'implant cochléaire. Il est alimenté par des batteries, et est commandé par un P.C. via un port série optocouplé. Ce système permet de générer des stimulations dont plusieurs paramètres peuvent varier (électrodes, amplitude, durée de pulse, fréquence de stimulation). Il permet aussi de synchroniser les appareils de recueil de PEA. Ce système permet aussi de stimuler directement la cochlée sans passer par l'implant cochléaire ; il est utilisé pour estimer l'état fonctionnel du système auditif avant l'implantation. Comme nous l'avons décrit plus loin, il est aussi possible de modifier la morphologie de la stimulation en fonction des contraintes dues au recueil de PEAEP (réduction de l'artefact de stimulation sur le recueil).

Figure 72 : schéma de câblage du Digistim+ avec l'appareil de PEAEP lors d'une stimulation électrique
de la cochlée via l'implant cochléaire Digisonic ou une électrode temporaire extra-cochléaire .

L'étude plus approfondie de l'artefact électrique recueilli avec un système d'acquisition de PEAP a deux intérêts :

- L'obtention d'un artefact après stimulation électrique d'une électrode montre qu'il y a une stimulation (Gallego et al, 1997). L'analyse des artefacts sur toutes les électrodes permet donc de vérifier l'intégrité du système. La position des électrodes de recueil adapté à l'acquisition des artefacts de stimulation électrique est à définir.

- Le recueil des potentiels évoqués auditifs électriques précoces, dont l'amplitude est de l'ordre du dixième de micro-volt sur les cinq premières millisecondes, impose d'avoir un artefact électrique peu ample et de courte durée. La position des électrodes de recueil qui réduit au maximum l'artefact de stimulation reste à définir.

Afin de trouver les positions optimales des électrodes de recueil, des mesures in vitro (dans du liquide physiologique) couplées à une modélisation de l'artefact de stimulation ont été effectuées.

Nous voulons nous rapprocher au maximum des conditions réelles du recueil des artefacts de stimulation chez un implanté cochléaire. Nous disposons d'une cuve cylindrique de 20 cm de diamètre et 15 cm de hauteur remplie de liquide physiologique, dans lequel on plonge un implant cochléaire Digisonic^®. Huit électrodes de recueil sont placées à équidistance sur le périmètre de la cuve dans le liquide physiologique. On place le porte électrode au centre et le récepteur et l'électrode de masse à la périphérie sur l'emplacement d'une des électrodes. L'électrode de masse située au niveau du récepteur récolte les charges accumulées par les condensateurs de couplages des électrodes intracochléaires. Pour la stimulation cochléaire, l'électrode de masse n'a pas d'influence, par contre pour le recueil des artefacts électriques, elle a un effet important car la longueur du dipôle équivalent entre l'électrode de stimulation et l'électrode de masse est environ cent fois plus grande que la longueur du dipôle équivalent entre l'électrode de stimulation et les autres électrodes intra-cochléaires. Le Digistim^® nous permet de contrôler la stimulation de l'implant cochléaire (fréquence de stimulation, électrode stimulée, amplitude et durée du pulse) tout en synchronisant le système d'acquisition des artefacts électriques.

E
Figure 73 : Principe de la mesure in vitro des artefacts de stimulation mesurés dans un bocal remplie

Afin de minimiser la déformation des traces, on utilise un spectre large pour l'enregistrement (0.2-8000 Hz) et une durée de pulse longue (250 ps). L'électrode testée correspond à celle placée au centre de la cuve (électrode 10).

Plusieurs configurations d'enregistrement par rapport au porte-électrode et à l'électrode de masse de l'implant cochléaire sont testées (28 combinaisons).

1000
3000

S., 2000

1000
0
--1000

--0.1

500
400
300
e 200
oo

-100
--200
--300

--100

--0.1

0.0

0.1

0.2 0.3

Temps (ms)

0.4

0.5

0.0

0.1

0.2 0.3

Temps (ms)

0.4

0.5

0.6

Figure 74 : Exemple de recueil de l'artefact de stimulation avec une tension de E=3.35 volts et une
durée de pulse de 250ps: V+ =a, V- = c, masse = e (gauche), V+ = g, V- = c, masse = e (droite)

Les tests effectués n'ont jamais montré une annulation de l'artefact de stimulation. L'amplitude pour une tension d'alimentation de 3.35 volt varie de 1 à 18 mV. Les amplitudes des artefacts sont, les plus faibles lorsque l'électrode de masse est à équidistance des électrodes de recueil (par exemple V+ =c, V- = g, masse = e), les plus élevées lorsqu'une électrode de recueil est proche de l'électrode de masse de l'implant cochléaire (par exemple V+ =d, V- = f, masse = g) .

L'orientation du porte-électrode semble avoir très peu d'effet. Nous avons estimer l'influence de la partie stimulation entre les électrodes intracochléaires en retirant l'électrode de masse du liquide physiologique. Les tests effectués n'ont jamais montré une annulation de l'artefact de stimulation mais l'amplitude pour une tension d'alimentation de 3.35 volt est beaucoup plus faible et varie de 0.1 à 1.5

mV. L'amplitude est la plus faible lorsque les électrodes de recueil (V+V-) sont parallèles ou

perpendiculaires à l'axe du porte-électrode (par exemple V+ = b, V- = d ; V+ = c, V- = g).

Figure 75 : Exemple de recueil de l'artefact de stimulation avec une tension de E=3.35 volts et une
durée de pulse de 250ps: V+ =a, V- = c, (gauche), V+ = g, V- = c (droite)

Nous sommes partis du modèle de stimulation électrique développé dans l'article 2. Nous avons ajouté l'électrode de masse. Comme l'a montré l'article 2, le fonctionnement en masse-commune de l'implant (toutes les électrodes sont impliquées) localise la stimulation électrique, principalement entre l'électrode de stimulation et les deux électrodes limitrophes. Pour simplifier le recueil de l'artefact électrique, un quadripôle est considéré. Celui-ci est défini par une équation différentielle résoluble par Runge-Kutta sous matlab (en fonction de la durée et de l'amplitude du pulse, et en fonction de l'impédance du milieu physiologique).

Figure 76 : Modélisation de la stimulation par un quadrupôle VA, VB, Vis' Vo. VBA et VBA=V1, VAo=V2

Dans le domaine de Laplace, les équations de VI et V2 sont les suivantes ('p' étant la transformée de Laplace).

Figure 77 : Orientation et distances des électrodes de recueil par rapport à la stimulation de l'implant.

Pour chaque couple de pôle, le recueil de l'artefact électrique équivalent est fonction de sa distance et de son orientation par rapport aux électrodes de recueils (figure 78). Contrairement aux mesures in vitro, nous faisons ici varier les distance dl et d2.

Figure 78 : Paramètres à prendre en compte pour le calcul de l'artefact électrique
recueilli sur les électrodes E+ et E-.

Après quelques simplifications (V+ ) - (V-) peut être considéré comme une combinaison linéaire de V1 et V2 : (V+ ) - (V-)= m.V1 + n.V2

Où lo=0E+, 1'0=0E-, 11=AE+, 12=B'V+, l'2=B'V-, 13=BV+, l'3=BV-. A leur tour chacune de ces

Afin de valider le modèle, nous avons comparer les simulations par des expérimentations in vitro.

En faisant toutes les combinaisons possibles avec les 8 électrodes de recueil, la position de l'électrode de masse et l'orientation du porte-électrode, l'amplitude varie de 0 à 40 mV. Nous avons trouvé plusieurs configurations où l'artefact de stimulation s'annule. OA doit être perpendiculaire à E+E- et 0 = 0 ou 7c/2 [7c] (figure 78). Les amplitudes maximales sont trouvées lorsque l'électrode de masse est proche d'une électrode de recueil.

Figure 79 : Exemple de recueil de l'artefact de stimulation avec une tension E variable de 2.7 à 5.6 volts et une durée de pulse de 250ps: V+ =c, V- = a, masse = e (gauche), V+ =c, V- = g, masse = e

La même étude de simulation sans électrode de masse, trouve des artefacts de stimulation beaucoup plus réduits (inférieurs à lmV).

Figure 80 : Exemple de recueil de l'artefact de stimulation avec une tension E variable de 2.7 à 5.6
volts et une durée de pulse de 250ps: V+ =c, V- = a (gauche), V+ =c, V- = g (droite)

Les résultats obtenus par le modèle concordent avec les mesures in vitro. Nous avons montré que les recueils d'artefact de stimulation sont pour une bonne partie (jusqu'à 95 % de l'amplitude) due au dipôle électrode de stimulation électrode de masse et seulement pour 5% au tripôle B'AB.

- pour avoir une amplitude d'artefact de stimulation maximale, il est nécessaire que les électrodes de recueils soit parallèles au dipôle masse / électrode de stimulation. L'amplitude est encore plus importante si une des électrodes de recueil est proche soit de l'électrode de stimulation ou de l'électrode de masse (si dl =d2).

- pour avoir une amplitude d'artefact de stimulation minimale, les électrodes de recueils doivent être perpendiculaires au dipôle masse / électrode de stimulation. L'amplitude est encore plus faible si l'angle = 0 ou 7c/2 [irj et si l'électrode de stimulation est à équidistance des électrodes de recueil.

La durée classique du pulse pour un E de 3.35 volts est généralement comprise entre 5 et 50 ps au lieu de 250ps comme nous l'avons étudié. La morphologie de l'artefact est alors très influencée par les paramètres d'enregistrement du système d'acquisition de PEAP (bande passante du préamplificateur). Les amplitudes de l'impulsion sont, avec un système de recueil classique, divisées environ par 25 (pour 5ps) et 2.5 (pour 50ps) pour une bande passante de 10-8000 Hz. L'amplitude est donc comprise entre 40pV et 800pV pour une durée de pulse de 5ps, et entre 400pV et 8000pV pour une durée de pulse de 50ps.

Nous avons voulu mesurer les artefacts de stimulation sur le scalp des sujets implantés cochléaires (mesure de potentiel de surface). Après avoir étudier les différents placements possibles des électrodes en fonction des contraintes anatomiques. Deux configurations ont été choisies (figure 81).

- La première position des électrodes de recueil est théoriquement idéale pour la mesure des artefacts électriques des électrodes médianes (les électrodes de recueil sont parallèles au dipôle et l'électrode de masse est proche de l'électrode négative de recueil).

- La deuxième position est théoriquement idéale pour supprimer l'artefact électrique du recueil des électrodes basales (les électrodes de recueil sont perpendiculaires à l'axe formé par l'électrode de stimulation et l'électrode de masse.

Figure 81
· Meilleur (gauche) et moins bon (droite) positionnement des électrodes de recueil pour
l'acquisition de l'artefact de stimulation.

Nous avons testé les artefacts électriques évoqués par une stimulation des 15 électrodes sur 10 patients implantés pour les deux configurations (avec E=3.35 volts, une durée de pulse de 10 ps, et une bande passante du préamplificateur de 0.2-8000 Hz, chaque enregistrement est une moyenne de 100 traces).

Figure 82 : Recueil d'artefacts électriques sur les 15 électrodes (positionnement des électrodes de
recueil en front - lobule, la durée du pulse est de 10 ps avec E=3.35 V), chez un sujet porteur d'implant
cochléaire avec toutes les électrodes actives (gauche), chez un sujet porteur d'implant cochléaire ayant
une cochlée ossifiée avec les électrodes 1 et 5 inactives (droite).

La figure 82 représente deux exemples de recueil des artefacts. Chaque pic correspond à une des quinze électrodes. Le patient de gauche a toutes les électrodes fonctionnelles et une cochlée non ossifiée. Le patient de droite a une cochlée ossifiée et deux des quinze électrodes non fonctionnelles. L'ossification de la cochlée modifie la diffusion du courant et l'impédance du milieu, ce qui perturbe l'amplitude et la morphologie de l'artefact.

Pour chaque sujet testé, on a relevé l'amplitude des artefacts correspondant à chaque électrode active. Seules 3 électrodes sur 150 testées n'ont pas évoqué d'artefact électrique (pour le premier positionnement). Dans les 147 autres cas l'amplitude de l'artefact est positive. Par des mesures psycho- physiques, ces 3 électrodes se sont révélées non fonctionnelles.

Par contre 5 électrodes sur les 150 testées n'ont pas évoqué d'artefact électrique pour le deuxième positionnement. Chez 4 sujets sur 10 l'amplitude de l'artefact change de polarité en fonction de l'électrode stimulée (chez deux de ces patients l'électrode 2 ou 3 n'a pas de réponse alors qu'elles sont fonctionnelles). 200

Figure 83 : Exemple d'inversion de polarité sur l'électrode 2 (la durée de pulse est de 10ps, E=3.35 V)

La figure représente les valeurs moyennes (et erreurs standards) des amplitudes des artefacts en fonction de l'électrode stimulée (pour les deux configurations).

Figure 84 : Moyenne et erreurs standards sur 10 sujets porteurs de l'implant cochléaire Digisonice des
amplitudes des artefacts électriques de chacune des électrodes avec la position 1(
·) et 2 () des
électrodes de recueil (la durée de pulse est de 10ps avec E=3.35 V).

L'utilisation de la mesure de l'artefact de stimulation pour mesurer l'intégrité du fonctionnement de l'électrode testée est fiable à 100% avec le positionnement 1 des électrodes de recueil. Cela permet, contrairement aux autres systèmes d'implants cochléaires d'utiliser la mesure de l'artefact en routine clinique (Gallégo et al, 1997).

Les amplitudes des artefacts sont en moyenne divisées par 10 avec la deuxième configuration des
électrodes de recueil (de 0 à 100 pV). Le modèle ainsi que les mesures in-vitro sont en accord avec ces
résultats clinique in-vivo. La position Front - Menton est celle qui est la mieux adaptée au recueil des

PEAEP pour la suppression de l'artefact. La position homolatérale (Front -- Oreille homolatérale) permet d'obtenir des artefacts de grande amplitude.

Pour les PEAP (en stimulation acoustique) les électrodes de recueil sont positionnées sur le lobule (ou la mastoïde) homolatéral et sur le front (ou le vertex). L'électrode de référence est positionnée généralement sur le lobule contralatéral, mais sa place n'a pas d'influence sur le recueil. Les PEAP reflètent donc l'activité des voix auditives localisées entre les deux électrodes. Le potentiel recueilli est celui du dipôle créé par l'influx nerveux. Son amplitude sera fonction de la distance et de l'angle entre les électrodes de recueil et le dipôle (plus le dipôle sera éloigné, plus l'amplitude sera faible, si l'angle est de 90° le potentiel sera nul). Les PEAP sont donc une combinaison géométrique des différentes activités du système auditif. L'activité correspondant à un dipôle orienté perpendiculairement aux électrodes de recueil ne pourra pas être enregistrée.

Figure 86 : Positionnement conventionnel des trois électrodes de recueil de PEAP.
La stimulation acoustique est envoyée à l'oreille homolatérale.

Pour le recueil des PEAP avec une stimulation électrique, il est difficile d'utiliser un positionnement
conventionnel des électrodes car le dipôle créé par la stimulation électrique vient masquer les potentiels
à recueillir. Comme l'a montré l'étude précédente, ie positionnement des électrodes de recueil est

déterminant pour la suppression de l'artefact électrique. Pour éviter les phénomènes de saturation de l'amplificateur différentiel d'entrée, il est préconisé d'utiliser un axe de recueil perpendiculaire à l'axe de stimulation. Le problème étant de savoir si cette position idéale pour la stabilité du système d'enregistrement est une orientation qui permet d'obtenir des PEAEP reproductibles, quantifiables, interprétables et d'une morphologie similaire à ceux recueillis par un positionnement homolatéral des électrodes de recueil.

En effet, les potentiels évoqués représentent les champs créés par des dipôles lointains générés par des passages d'influx nerveux. La différence de potentiel (ddp) recueillie est principalement fonction de trois paramètres : la longueur du dipôle, la distance qui sépare le dipôle et les électrodes de recueil, et l'angle entre le dipôle et l'axe des électrodes de recueil. Une mauvaise orientation des électrodes de recueil engendrerait un mauvais recueil de potentiels évoqués.

Figure 87 : Principe d'une mesure d'une ddp évoquée par un dipôle éloigné AB dans un milieu Homogène

Certaines études sur les PEAP par stimulation acoustique (Phillips et Thornton, 1995) ont caractérisé les modifications des potentiels en fonction des positions des électrodes de recueil. Il a été montré notamment qu'un enregistrement de PEAP controlatéral était moins exploitable qu'un enregistrement homolatéral, surtout pour l'estimation des seuils. Le recueil homolatéral, permettait entre autre d'obtenir les réponses très périphériques telles que les ondes I et II.

Outre les problèmes liés à l'artefact de stimulation et à l'orientation des électrodes de recueil, le recueil des PEAEP nécessite le moyennage de nombreuses réponses. En effet, l'amplitude des ondes des PEAP ou/et PEAEP dépassent rarement le microvolt alors que la ddp provenant des activités biologiques est de l'ordre de 100 microvolts. Cette ddp provenant des activités biologiques diverses telles que l'EEG, l'ECG, l'EMG est désynchronisée de la réponse auditive. Le moyennage permet de réduire son influence. Son amplitude décroît proportionnellement à la racine carrée du nombre de réponses moyennées ; cette valeur théorique est une sous-estimation des valeurs expérimentales (Grônfors, 1994). L'autre principe permettant d'augmenter le rapport signal sur bruit est de filtrer chaque trace et/ou la trace moyenne de manière analogique et/ou numérique afin de privilégier les fréquences

caractéristiques du PEAP ou/et du PEAEP et de minimiser l'amplitude des fréquences indésirables contenues dans les bruits physiologiques.

La technique de moyennage permet également d'augmenter artificiellement la résolution du convertisseur analogique numérique (CAN) du système de recueil. Avec un CAN de n1 bits qui décompose sa dynamique en 2n¹ niveaux, on peut obtenir une décomposition de la même dynamique par (2n²) niveaux en moyennant 2(^112-111) signaux. A titre d'exemple, pour passer avec un CAN de 8 bits à une résolution de 18 bits, il suffit de moyenner 1024 fois le signal (pour une sensibilité de 100pV, on passe d'une résolution de 400 nV à 0.4 nV). Ce calcul n'est valable que parce que le signal que l'on moyenne est bruité par un signal non stationnaire.

Figure 88 : Moyennage et résolution
Exemple avec un CAN 2 bits 0-5 V et un signal de 2 V avec un bruit de 1 V.

La figure 89 représentant l'évolution de la qualité des PEAEP en fonction du moyennage (par pas de 256) et de la position (homolatérale versus controlatérale) des électrodes reflète bien la problématique du choix des paramètres de recueil.

La morphologie des PEAEP en fonction des positions d'électrodes présente des différences en ce qui concerne les premières ondes (ondes II et III). L'enregistrement homolatéral semble demander un moins grand nombre de tracés (512 versus 1024) pour avoir une stabilisation des latences et amplitudes des ondes mais il est beaucoup plus perturbé par l'artefact électrique.

Figure 89 : Exemple de recueil de PEAEP en homolatéral et contralatérale pour différents moyennages
(256, 512, 768, 1024, 1280, 1536, 1792, 2048 moyennages).

La qualité des tracés de PEAEP dépend beaucoup des caractéristiques de la stimulation électrique. Morphologie de l'impulsion délivrée par l'implant Digisonic :

L'article 2 modélisant la forme et les caractéristiques de la stimulation électrique générée par l'implant révèle une morphologie asymétrique de l'impulsion comportant une phase positive ample et très courte, puis une phase négative de plus faible amplitude et plus longue durée. Le rapport entre les amplitudes des phases positives et négatives est d'autant plus grand que la durée de stimulation est faible. Comme nous l'ont montré les études psychophysiques sur l'évaluation des seuils de détection et confort, la durée de l'impulsion positive est en moyenne de 30 ps (article 7). Avec cette durée d'impulsion le rapport entre l'amplitude de la phase positive et l'amplitude de la phase négative est d'après le modèle de 10. La partie de la stimulation qui active les neurones du ganglion spiral est donc essentiellement la phase positive, la phase négative ne servant qu'à équilibrer les charges pour éviter les phénomènes d'électrolyse. Des études comparant de la stimulation monopolaire ou bipolaire asymétrique par rapport à la stimulation bipolaire symétrique (Frijns et al, 1996) retrouve ces résultats.

Figure 90 : Zone de stimulation des neurones en fonction de l'asymétrie de l'impulsion

Avec ce type de stimulation électrique, le recueil des PEAEP est quasi impossible car la durée de la phase négative est importante et son amplitude est loin d'être négligeable (entre 200.000 à 600.000 pV pour une durée de 30 ps sur la phase positive), ce qui produit des dérives et des artefacts perturbant le recueil. Comme seule la phase positive est responsable de l'activation des neurones, nous avons modifié la morphologie de la stimulation en inversant l'ordre des deux phases. Commencer par la phase négative permet, comme le montre la figure 91, l'arrêt de la stimulation 50 ps après l'activation de la phase positive tout en maintenant l'équilibre des charges. De plus, d'un point de vu électronique, l'amplificateur différentiel de l'appareil de recueil supporte beaucoup mieux la stimulation ; en effet la phase négative, beaucoup moins agressive, charge négativement l'amplificateur puis la phase positive, très agressive, rééquilibre les charges.

Figure 91: Modification de l'impulsion électrique en impulsion triphasique asymétrique Fréquence de stimulation :

Afin d'utiliser le recueil des PEAEP en routine clinique, il est nécessaire de mettre au point des protocoles simples et rapides. Généralement, les fréquences de stimulation sont de l'ordre de 20 Hz. L'obtention d'une courbe moyenne de 2.000 tracés nécessite donc 100 secondes d'enregistrement. Nous savons d'après la littérature et des études préliminaires (Abbas et Brown, 1991 ; Kasper, 1992 ; Gallégo et al, 1997) qu'il est possible d'obtenir des PEAEP à des fréquences élevées tout en préservant la morphologie et les caractéristiques des ondes. Cependant, lorsque la fréquence de stimulation est élevée (100 Hz et plus) les potentiels évoqués de latence moyenne ou tardive se superposent aux enregistrements des PEAEP. Nous avons mis au point une technique de dérive de la fréquence de stimulation qui permet par moyennage d'éliminer sur le recueil les PEA indésirables générés bien après la fenêtre temporelle d'analyse de 5 à 10 ms (figure 92). Il est ainsi possible d'obtenir des PEAEP à des fréquences de stimulation allant jusqu'à 200 Hz soit un temps d'acquisition divisé par 10 par rapport à un enregistrement conventionnel.

Figure 92 : Intérêt de la dérive de la fréquence de Stimulation pour la suppression des activités
auditives au-delà de la fenêtre temporelle analysée

Pour des raisons de limitation du système d'enregistrement et non du système de stimulation et/ou de contraintes physiologiques, les études suivantes ont été effectuées avec des fréquences de stimulation de 60 Hz (soit un gain de 3 en temps de stimulation).

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

LES POTENTIELS EVOQUES AUDITIFS ELECTRIQUES PRECOCES (PEAEP) Introduction