Comparaison chez les nouveaux sujets implantés cochléaires d'un appareillage basé sur la tonotopie avec ou sans codage de structure fine

Introduction : L'implantation cochléaire permet la rééducation des surdités bilatérales profondes, en restaurant la perception de la parole et la communication verbale lorsque l'aide auditive traditionnelle n'apporte plus un gain auditif satisfaisant (Nimmons et al.).

Un implant cochléaire comprend un réseau d'électrodes et son fonctionnement est basé sur le principe de la tonotopie cochléaire : chaque électrode code un spectre de fréquences selon sa position dans la cochlée (les hautes fréquences sont affectées aux électrodes basales et les basses fréquences aux électrodes apicales). L'implant cochléaire décompose ainsi le spectre de fréquences en plusieurs bandes de fréquences via des filtres passe-bande correspondant au nombre d'électrodes de l'implant. Lors de l'appareillage, ces bandes peuvent être modifiées par l'audioprothésiste.

Le logiciel d'appareillage développé par les fabricants proposait un appareillage par défaut avec une limite inférieure entre 100 et 250 Hz selon les marques et une limite supérieure d'environ 8500 Hz. Les bandes de fréquences attribuées à chaque électrode suivent une échelle logarithmique avec les hautes fréquences pour les électrodes basales et les basses fréquences pour les électrodes apicales. Cette répartition tient compte du nombre d'électrodes actives mais ne tient pas compte de l'anatomie et de la tonotopie cochléaire naturelle propre à chaque patient.

Plusieurs études ont analysé les variations anatomiques des dimensions cochléaires : la taille de la cochlée et le rapport entre les surfaces de contact des électrodes avec la cochlée sont variables d'un patient à l'autre (Stakhovskaya O et al., P. Pelliccia et al.) .

La profondeur d'insertion pendant la chirurgie est également variable en raison de paramètres liés aux patients ainsi qu'à l'opérateur, ce qui semble impacter la compréhension de la parole dans le bruit (Deep electrode insertion and sound coding in cochlear implants - Ingeborg Hochmair et al.).

Des algorithmes mathématiques ont été récemment développés pour estimer la tonotopie cochléaire de chaque patient à partir d'un bilan scanner (Jiam et al., Sridhar et al.). L'imagerie CT de l'oreille implantée, associée à un logiciel de reconstruction 3D, fournit des mesures de longueur cochléaire (Cochlear length determination using Cone Beam Computed Tomography in aclinical setting - Würfel et al .). En utilisant cette approche, il est possible de mesurer la position de chaque électrode par rapport à l'apex cochléaire. Ces mesures sont appliquées à l'équation de Greenwood modifiée pour obtenir la fréquence tonotopique de chaque électrode et déterminer pour chaque patient un appareillage basé sur la tonotopie de chaque électrode.

Les stratégies de stimulation conventionnelles dans les implants cochléaires (par ex. encodeur combiné avancé (ACE), échantillonnage entrelacé continu (CIS)) utilisent la place de l'électrode pour coder la fréquence en envoyant des informations basse fréquence sur les électrodes apicales et des informations haute fréquence sur les électrodes basales. Le taux de stimulation des électrodes est constant. La hauteur n'est que partiellement transmise par ces stratégies conventionnelles ce qui expliquerait les mauvais résultats des implants cochléaires dans la perception de la musique. Dans la stratégie FineHearing de l'implant MED-EL, le taux de stimulation sur les électrodes basse fréquence est lié à la fréquence du son et permet de coder temporellement l'information fréquentielle.

Rader et al. 2016 ont étudié l'apport d'ajouter au codage tonotopique de la fréquence (stratégie classique) un codage temporel de l'information en faisant varier le taux de stimulation. Les résultats obtenus montrent que la fourniture de cette information fréquentielle par codage temporel permet d'obtenir une hauteur perçue beaucoup plus proche de la hauteur attendue (d'audition normale) et une variabilité moindre, notamment aux basses fréquences. Avec le rythme de stimulation fixe (stratégie classique) les basses fréquences sont mal codées, alors qu'avec le rythme de stimulation variable elles sont mieux codées. De plus, Landsberger et al. [2018] ont étudié chez six sujets porteurs d'un implant MED-EL la perception d'un codage temporel selon la position des électrodes à insertion longue : position médiane ou apicale. Les résultats semblent montrer que le codage temporel de la fréquence serait plus fiable que le codage spatial (lié à la position de l'électrode) au sommet, et l'inverse sur les électrodes en position médiane. Des études ont montré que la stratégie FineHearing peut apporter des avantages par rapport à la stratégie classique High-Definition Continuous Interleaved Sampling (HDCIS) dans des tâches impliquant le F0 fondamental telles que la reconnaissance vocale dans le bruit (après un certain temps d'apprentissage) [Kleine Punte & al. 2014 ; Vermeire & al. 2010], la perception de la musique [Roy & al. 2015 ; Royal. 2016] ou la qualité perçue du pitch [Müller & al. 2012].

La stratégie de codage FineHearing de MED-EL avec un ajustement basé sur le tonotopique pourrait donc permettre une meilleure transmission de la hauteur tonale et en particulier améliorer la reconnaissance de la parole dans le bruit par rapport au même ajustement basé sur le tonotopique sans codage FineHearing.

Objectif principal:

Comparaison d'une stratégie d'adaptation basée sur la tonotopie (TFS) avec codage de structure fine à une stratégie d'adaptation basée sur la tonotopie sans codage de structure fine (TnoFS) pour la perception de la parole dans le bruit.

Objectifs secondaires :

Comparaison de TFS à TnoFS pour la perception des éléments musicaux (test de contour).

Comparaison de TFS à TnoFS pour la perception de la parole dans le calme

Comparaison de TFS à TnoFS pour la préférence qualitative pour l'écoute de morceaux musicaux.

Comparaison de TFS à TnoFS pour la reconnaissance mélodique

Plan de l'étude :

Il s'agit d'une étude prospective ouverte monocentrique randomisée croisée : les mesures seront effectuées sur le patient à 6 semaines et 12 semaines après l'activation.