Brevet FR2586928A1 — publié le 19870313

L'invention concerne un appareil de stimulation neurale pour prothèse auditive. Les vibrations mécaniques que constituent les sons, après avoir été transmises aux liquides de l'oreille interne par le jeu du tympan et des osselets, excitent les cellules sensorielles cillées de la cochlée. Ces cellules cillées transforment les vibrations mécaniques en signaux électrophysiologiques qu'elles transmettent aux dendrites des fibres du nerf auditif conduisant ces signaux busqutau cerveau. S1 agissant de sourds profonds dont les cellules sensorielles cillées sont déficientes, les appareils d'assistance auditive classiques sont inefficaces car ils ne font qu'augmenter plus ou moins l'énergie mécanique fournie à l'oreille et on doit leur substituer un aprareil qui stimule directement le nerf auditif au moyen d'un courent électrique. Parmi les appareils de stimulation neurale pour prothèse auditive actuellement connus, on distingue ceux dits à "canaux multiples't de ceux du t e à "canal unique". Les. premiers reposent sur la constatation qu'une onde acoustique complexe, constituée de nombreuses composan-tes sinusoîdales de fréquences différentes, donne naissance à des pics de vibration répartis sur la membrane basilaire qui, à l'intérieur de la cochlée, porte les cellules ciliées. Cette membrane vibre avec une amplitude maximale au point qui est en résonance mécanique avec la fréquence du son, les hautes fréquences faisant vibrer la base de la spirale cochléaire et les basses fréquences son sommet.Les appareils de stimulation à canaux multiples exploitent cette propriété au moyen d'un système à n électrodes implantées dans la cochlée, chsua électrode étant affectée à l'un de n groupes conszcutifs de fibres du nerf auditif. Ces électrodes sont excitées sélectivement par des canaux ndêpendants auxquels sont affectées certaines bandes de fréquence, de sorte que l'ensemble de ces canaux indépendants permet de couvrir une zone prédéterminée du spectre audible. Ces appareils de stimulation du nerf cochléaire à canaux multiples, dont on trouvera un exemple dans le brevet FR-A-2 383 657, sont performants mais drun prix de revient élevé en raison de leur sophistication. De plus, la mise en place du faisceau de n électrodes à 1? intérieur de la cochlée est une opération très délicate qui doit être faite une fois pour toutes en raison des risques de détérioration de certains tissus internes très fragiles de la cochlée que presen- terait sa répétition.C'est la raison pour laquelle on réserve la mise en place de ces appareils à canaux multiples, onéreux mais efficaces, à des patients dont les paramètres électrophysiologiques laissent penser outils ont suffisamment de restes auditifs pour en exploiter pleinement les possibilités. Lorsque les patients ne sont pas capables d'utiliser la richesse de l'information spectrale apportée par les appareils à canaux multiples, on préfère généralement recourir aux appareils à canal unique qui sont beaucoup moins cobteux et délicats à implanter. Ces appareils comprennent une électrode de stimulation unique, disposée soit au voisinage de la base de la cochlée, soit à ltextérieur de celle-ci, dans l'oreille moyenne. Comme ceux à canaux multiples, les appareils à canal unique comprennent un microphone apte à capter un signal sonore, un processeur électronique qui convertit le signal sonore en signaux électriques et des moyens de transmision de ces signaux électriques à l'électrode de stimulation du nerf auditif.Un tel appareil de stimulation du nerf auditif à canal unique est notamment décrit dans la demande de brevet EP-A-0076069. Les appareils à canal unique actuellement connus permettent à des malades dont la surdité est soit congénitale, soit acquise à l' ge adulte, de percevoir le rythme et l'intensité du son, mais ils ne fournissent pas suffisamment d'informations au système nerveux pour permettre à un sujet sourd d'identifier son interlocuteur dans une conversation à plusieurs personnes sans recourir à la lecture labiale. Ltinvention a pour but d'améliorer l'ap- titude conversationnelle des sourds profonds au moyen dlun appareil perfectionné à canal unique qui fournit au système nerveux du patient une information plus élaborée que celle à laquelle ils ont accès avec les appareils à canal unique conventionnels. A cet effet, l'invention a pour objet un appareil de stimulation neurale pour prothèse auditive à canal unique, comprenant un microphone apte à capter un signal sonore, un processeur électronique qui convertit le signal sonore en signaux electriques représentatifs au moins de l'énergie totale du signal sonore et des moyens de transmission desdits signaux électriques à une électrode de stimulation d'un nerf auditif, caractérisé en ce que ledit processeur électronique comprend des moyens de traitement aptes à extraire d'un signal sonore de parole d'un locuteur une composante représentative de la parole du locuteur telle que le voisement et à générer des signaux dlectriques représentatifs à la fois de l'énergie totale et de la composante représentative de la parole telle que le voisement. L'invention s'applique en particulier au traitement des surdités profondes et des bourdonnements dtoreilles. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparattront plus clairement à la lecture de la description qui suit, faite, à titre d'exemple non limitatif, en se reportant aux dessins annexés sur les quels La figure 1 est un schéma-bloc dtun premier mode de réalisation de l'appareil de stimulation neurale, La figure 2 est un graphique montrant la forme du signal produit par le générateur dtimpulsions de l'appareil de la figure 1. La figure 3 est un schéma-bloc d'un second exemple de réalisation de appareil de stimulation neurale. La figure 4 est un graphique montrant la forme du signal impulsionnel produit en sortie du modulateur de l'appareil de la figure 3. La figure 5 est un graphique montrant des formes de signaux illustrant une variante du mode de réalisation de la figure 3. On a représenté à la figure 1 les circuits constituant le sous-ensemble émetteur 1 et le sousensemble récepteur 2 de 11 appareil. Le sous-ensemble émetteur 1 comprend un microphone 3 qui est destiné à capter un signal sonore et dont la sortie attaque un amplificateur 4 à gain réglable entre, par exemple, 30 et 1000. La sortie de l'ampli- ficateur à gain variable 4 est appliquée à l'entrée d'un compresseur 5 dont le rôle est d'adapter la dynamique du signal d'information sonore à la dynamique de 1' oreille. C'est ainsi, par exemple, qu'un bruit variant entre 40 dBA (seuil de perception) et 100 dBA (seuil douloureux) pourra étre comprimé dans le circuit 5 pour obtenir un écart de 6 dB pour l'énergie du signal électrique de stimulation, cette compression étant évidemment proportionnelle à chaque instant à l'énergie instantanée du son recueilli de façon à ne pas déformer ltéchelle des sensations dans le cerveau (une telle compression étant effectuée par le tympan et l'oreille moyenne chez les personnes dont l'oule est normale). Le compresseur 5 peut titre constitué par exemple par un circuit électronique à fonction de transfert logarithmique. La sortie du compresseur 5 est appliquée à l'entrée d'un étage 6 de redressement et de filtrage du signal compressé produisant une tension représentative de l'énergie compressée du signal sonore original pour piloter un générateur d'impulsions 7. La sortie du compresseur S est également appliquée à l'entrée d'un filtre passe-bas 8, tel qu'un filtre du troisième ordre ayant une fréquence de coupure de quelques cen taines de Hertz, par exemple 400 Hertz environ. Le signal de sortie du filtre 8 est couplé à l'entrée d'un détecteur 9 dont le seuil est réglable, de manière à ne prendre en compte que des signaux représentatifs d'un signal sonore ayant un niveau minimal de, par exemple, 40 dBA. On notera, cependant, que le détecteur 9 pourrait aussi bien être placé en amont du filtre 8 ou du compresseur 5. Le signal électrique ayant traversé le filtre 8 et le détecteur 9 correspond à la fréquence fondamentale du signal sonore appliqué au microphone 3, c'est-à-dire que, dans le cas d'un signal de parole, il est représentatif du voisement de la parole du locuteur. Ce signal de voisement attaque l'entrée de déclenchement du générateur d'impulsions 7 qui produit, en synchronisme avec le signal de voisement, des impulsions rectangulaires dont la largeur est fonction du signal de volume sonore issu de l'étage 6 de redressement et de filtrage.Ce générateur d'impulsions comporte deux potentiomètres 10 et 11 dont l'un 10 permet à l'équipe médicale, lors de l'implantation de appareil sur un patient, de régler la durée maximale des impulsions émises par le générateur 7 et dont l'autre Il offre au patient une possibilité de rrglage de "volume" en cours d'utilisation0 Le patient peut ainsi, de lui-meme, diminuer la durée maximale des impulsions Jusqutà, par exemple, le tiers de la durée maximale imposée par l'équipe médicale. Le signal de sortie du générateur d1împul- rions 7 est représenté à la figure 2 où t représente la durée des impulsions et T la période du signal voisé. De préférence, les réglages effectués au moyen du potentiomètre 10 sont tels que t est toujours compris entre 5 et 500 > s environ et varie entre deux extrêmes suivant une loi logarithmique pour des niveaux acoustiques allant de 40delà & dSh environ. Un signal haute-fréquence, de par exemple 3 l;Hz, émis par un oscillateur 12 est modulé, par le train d'impulsions délivré par le générateur 7, dans un modulateur 1 So Le signal résultant attaque une antenne émettrice 14 par l'interm-dinire d'un étage de puissance 15. Le signal émis par l'antenne 14 est reçu par le sous-ensemble récepteur 9 au moyen d'une antenne réceptrice 16 accordée sur la fréquence de la porteuse délivrée par l'oscillateur 12. L'antenne réceptrice 16 est suivie d'un étage de démodulation 17 qui assure le redressement et le filtrage du signal reçu et restitue un signal impulsionnel conforme à celui de la figure 2. L'une des bornes de sortie de ltétage 17 est connectée à l'electrode de stimulation 18 par l'intermédiaire d'une source de courant constant 19 et d'un condensateur 20, tandis que son autre borne est connectée à l'électrode de masse 21 associée à 11 électrode de stimulation 18. Un interrupteur électronique 22 commandé par le signal de sortie de étage 17 est connecté entre, d'une part, le point commun à la source de courant 19 et le condensateur 20 et, d'autre part, l'électrode de masse 21. Cet interrupteur électronique 22, qui peut être constitué par exemple par un montage classique à deux transistors, est ouvert lorsque le signal de sortie de l'étage 17 (voir figure 2) est à son niveau haut et que la source de courant 19 excite l'électrode stimulatrice 18. Il se ferme quand le signal passe à son niveau bas, permettant ainsi la décharge du condensateur 20 à travers le circuit comprenant l'interrupteur électronique 22 et l'espace interélectrodes.Enfin, une diode de Zener est connectée entre les bornes de sortie de l'étage 17 pour limiter à une valeur admissible, par exemple 20 volts, les surtensions éventuelles pouvant apparattre entre ces bornes. De meunière conventionnelle, le sous-ensemble récepteur 2 est destiné à être implanté entre la peau et la botte crânienne dzun patient, au voisinage d'une oreille de ce dernier. L'électrode de stinulatior 18 peut Qtre localisée, soit cyans la cacle, soit à l'extérieur de celleci, pourvu que la cochlée se trouve comprise aans le champ électrique induit par l'électrode active et l'électrode de rossez Le sous-ensemble émetteur extérieur 1 est porté par le patient de manière que l'antenne émettrice se trouve placée en regard de l'antenne réceptrice.Le microphone 3 est, de préférence, fixé avec l'antenne émettrice 14, soit sur un moulage intra-auriculaire, soit sur un contour d'oreille. Ces deux éléments sont reliés par un cordon électrique à un bottier porté par le patient dans l'une de ses poches et contenant les autres circuits du sousensemble émetteur. Jsn fonctionnement, un signal de parole capté par le llicroehone 3 est traité par les étages 4 à 9 qui délivrent en sortie du générateur d'impulsions 7 le signal de la figure 2. Après modulation, amplification, transmission et démodulation, ce même signal pilote la source de courant constant 19 qui envoie vers le nerf auditif un courant constant de, par exemple, 5 mA par l'intermédiaire des électrodes 18 et 21. Les puissances nécessaires à la génération de ce courant constant sont fournies par le signal reçu sur l'antenne 16. Cette stimulation à courant constant permet de mattriser la quantité d'électricité qui est envoyée au nerf auditif, ce qui présente une grande importance d'un point de vue physiologique.De plus, avec les appareils de stimulation commandés en tension de la technique antérieure, le niveau de tension dépend, d'une part, des positions relatives des deux antennes qui varient avec chaque patient et, autre part, de l'impédance de l'espace inter-électrodes. Or, cette dernière est elle-même fonction de l'implantation ées électrodes et de l'âge de l'implant. La stimulation courant constant permet au contraire de s'affranchir fie tous ces facteurs d'imprécision et procure l'avantage d'une plus grande sécurité, d'une immunité au déplacement secondaire de ltélectrode active quelle qu'en soit la cause ou aux déplacements relatifs des bobines émettrice et réceptrice et d'une insensibilité au vieillissement de 1' implant. Un autre avantage de 11 appareil #décrit c-- dessus réside dans le mode de traitement du signal sonore qui permet, à partir d'un signal de parole, d'exciter le nerf auditif dtun patient par un signal électrophysio logique représentatif tant de l'amplitude que du voi serrent de la parole. En d'autres termes, ce signal élec trophysiologique est débarrassé des informations liées à 11 élocution proprement dite, tout en conservant le voisement qui est très caractéristique d'un individu.On peut donc admettre que, moyennant certains apprentissages, l'appareil décrit ci-dessus devrait permettre à un sourd profond de déterminer celui des interlocuteurs qui est en train de parler, non par vision du mouvement de ses lèvres, mais par reconnaissance directe de son voisement. Bien entendu, cette faculté n'affranchira pas le malade de la nécessité de recourir à la lecture labiale pour donner un contenu intelligible aux paroles prononcées, mais elle constitue un progrès significatif par rapport aux appareils à canal unique de la technique antérieure qui ne donnaient à percevoir aux malades qu'un bruit complexe modulé en amplitude difficilement identifiable. On se reportera maintenant à la figure 3 où les mêmes références qu'à la figure 1, mais augmentées du nombre 100, ont été utilisées pour repérer les mêmes composants. Ce second mode de réalisation diffère de celui de la figure 1 uniquement en ce qui concerne le mode de codage du volume du signal sonore capté. C'est ainsi que l'étage 106 de redressement et de filtrage attaque, non pas le générateur d'impulsions 107, mais le modulateur 113 par l'intermédiaire d'un étage 130 de codage de l'amplitude du courant. Le signal impulsionnel résultant de ce codage est représenté sous forme démodulée à la figure 4.Il comprend une première impulsion Il de codage de courant dont la durée t' variable par exemple de 1 à 5 / s, est proportionnelle à l'intensité du courant qui doit être généré par la source 119, et une seconde impulsion I2, de durée TO constante dans cette application, pendant laquelle le courant dont l'intensité est déterminée par l'impulsion Il est envoyé à l'électrode 118. L'étage de codage 150 fonctionne de manière similaire au générateur d'impulsions 7 et met l'impulsion Il de durée t' proportionnelle au volume sonore sous la conmsande du signal de voisement appliqué à son entrée de déclenchement0 Le générateur d'impulsions 107 émet l'impulsion I2 de durée constante TO avec un retard prédéterminé par rapport au front montant de lEmpulsion Il. Par conséquent, le temps T séparant les fronts montants de deux impulsions Il consécutives représente, comme dans le premier mode de réalisa- tion, la période fondamentale du signal de parole. Après modulation, ce signal est transmis à l'antenne réceptrice 116. Un étage de décodage 131 connecté à celle-ci commande le générateur de courant 119 pour qutil génère un courant proportionnel à la durée de l'impulsion Il qui pourra par exemple être compris entre 1 et 5#A0 Ce courant constant d'intensité proportionnelle au volume du signal sonore capté est envoyé par le générateur de courant à l'électrode 118 pendant la durée TO, constante dans cette application, de l'impulsion 12. Pour le reste, le fonctionnement de ce second mode de réalisation est parfaitement identique à celui de la figure 1.Il apparatt que ce second mode de réalisation permet également d'envoyer dans le nerf auditif une quantité d'électricité parfaitement mattriséeO On a également représenté pour mémoire, à la figure 5, des signaux illustrant une variante d'exécution du second mode de réalisation. Dans cette variante, la générateur d'impulsions 107 émet des impulsions de durée TO dont la période de récurrence T est celle du tondamental du signal sonore capté.L'étage de codage 130 atcrine en fonction de l'intensité du courant à générer l'amplitude de la porteuse modulée par le signal de sortie du générateur 107. tu niveau du sous-ensemble émetteur 102, l'étage de décodage 131 pilote le générateur de courant 119 pour produire un courant proportionnel à l'amplitude de la porteuse qui lui est appliquée. lien entendu, il est encore possible de recourir à d'autres moyens tels que, par exemple, la modulation de fréquence ou la modulation de phase, our générer un courant proportionnel au volume du signal sonore qui sera envoyé à l'électrode de stimulation pendant un bevps constant prédéterminé. Ces différentes solutions ont en commun de permettre d'envoyer au nerf auditif une quantité d'électricité parfaitement déter mince. Cependant, il doit être compris que l'invention n'est nullement limitée à la mise en oeuvre de cette caractéristique avantageuse et que le signal électrophysiologique représentatif du voisement et du volume du signal de parole capté pourrait également avoir une forme sinusoidale ou autre,variable, non pas en intensité ou en largeur d'impulsion, mais par exemple en tension. REVENDICATIONS 1. ;appareil de stimulation neurale pour prothèse auditive à canal unique comprenant un microphone apte à capter un signal sonore, un processeur électro nique qui convertit ce signal sonore en signaux électriques représentatifs au moins de lténergie totale du signal sonore, et des moyens de transmission desdits signaux électriques à une électrode de stimulation d'un nerf auditif, caractérisé en ce que ledit processeur électronique (4-9 ; 1C4-109) comprend des moyens de traitement (8 ; 108) aptes à extraire d'un signal sonore de parole d'un locuteur une composante représentative de la parole du locuteur telle que le voisement et à générer des signaux electriques représentatifs à la fois de l'énergie totale et de la composante représentative de la parole telle que le voisement. 2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens de traitement comprennent un circuit permettant d'extraire le voisement de la parole (8 ; 108). 3. Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que le circuit d'extraction du voisement (8 ; 108) est un filtre passe-bas. 4. Appareil selon l'une quelconque des revendications 2 et 3, caractérisé en ce que le processeur électronique comprend un amplificateur à gain variable (4 ; 104) et un compresseur (5 ; 105) dont la sortie est connectée respectivement au filtre passe-bas (8 ; 108) et a un étage (6 ; 106) de redressement et de filtrage produisant un signal représentatif de l'énergie compressée du signal sonore capté. 5. Appareil selon la revendication 4, caractérisé en ce que les sorties du filtre passe-bas (8) et de l'étage de redressement et de filtrage (6) sont connectées à un générateur (7) délivrant des impulsions de durée (t) proportionnelle à ladite énergie, avec une période de récurrence (T) égale à celle du signal de voisement issu du filtre (8). 6. Appareil selon la revendication 5, caractérisé an ce que les moyens de transmission (12-17) appliquent lesdits impulsions à 11 électrode de stimu lation (18) par l'intermédiaire d'une source de courant (9) délivrant un courant constant pendant la durée (t) des impulsions. 7. Appareil selon la revendication 4, caractérisé en ce que la sortie du filtre passe-bas (108) est connectée à un générateur (107) délivrant des impulsions de durée TO à un étage (130) de codage de l'am- plitude desdites impulsions de durée TO en fonction du signal de sortie de l'étage de redressement et de filtrage (106). 8. Appareil selon la revendication 7, caractérisé en ce que les moyens de transmission (112-117) appliquent les impulsions de durée TO et d'amplitude codée à une source de courant (119) et à un étage de décodage (îsî) qui détermine l'intensité du courant fourni à L'élec- trode de stimulation (118) par la source de courant (119) pendant la durée TO desdites impulsions. 9. Appareil selon l'une quelconque des revendications 6 et 8, caractérisé en ce que la source de courant (19 ; 119) est connectée à l'électrode de stimulation (18 ; 119) par l'intermédiaire d'un condensateur (20 ; 120) et en ce qu'il est prévu un interrupteur électrode nique (22 ; 122) commandé par lesdits moyens de transmission (12-17 ; 112-117) pour connecter le condensateur (20 ; 120) en série entre l'électrode de stimulation (18 ; 118) et une électrode de masse (21 ; 121) consécutivement à chacune desdits impulsions.