FR 2803186 A1 20010706 FR 0001126 A 20000127 Procédé et dispositif de recueil de potentiels évoqués auditifs La présente invention concerne un dispositif pour recueillir des signaux biologiques électriques, plus précisément des potentiels évoqués auditifs générés par une stimulation acoustique et/ou électrique et/ou mécanique la cochlée, ou d'une partie du système auditif de l'homme ou de l'animal. Les mesures de potentiels évoqués auditifs se font traditionnellement avec des dispositifs extracorporels utilisant des électrodes surface appliquées la peau du patient. Ces équipements recueillent des potentiels évoqués auditifs à champ lointain, qui se décomposent principalement en - des potentiels évoqués auditifs précoces (appelés communément ABR). Ces potentiels sont composés normalement de sept ondes ("Les potentiels évoqués auditifs", J.M. GUÉRIT, 1993, Les potentiels évoqués pages 87 à 99, MASSON, PARIS), l'onde 1 étant principalement générée par les ramifications du nerf auditif le long des cellules ciliées internes ; - des potentiels évoqués auditifs à latence moyenne (appelés AMLR) - des potentiels évoqués auditifs tardifs (appelés ALCR) ; - des potentiels évoqués cognitifs (appelés ACR). Ces dispositifs extracorporels de recueil de potentiels auditifs demandent beaucoup de minutie et de temps pour leur mise en aeuvre. Par ailleurs, en terme de sécurité ils nécessitent d'avoir une parfaite isolation galvanique entre la machine et la personne testée. Les résultats obtenus ne représentent pas toujours fidèlement l'activité auditive réelle car ces équipements standards sont notamment trop sensibles aux bruits électriques parasites : artefacts de stimulation, les 50/60 Hz du secteur électrique, interférences hautes fréquences, etc... De même, ils sont perturbés par les activités biologiques non auditives. Par ailleurs, la reproductibilité des résultats est altérée par la fluctuation de la résistivité de la peau et par des dérives d'impédance dues notamment aux électrodes mobiles qui peuvent bouger pendant le test et surtout être positionnées différemment d'un examen à l'autre. Pour limiter une partie de ces inconvénients on peut avoir recours à une anesthésie, notamment lors de tests sur les enfants, ce qui entraîne d'autres inconvénients non négligeables. Il existe aussi des dispositifs implantés de recueil de potentiels évoqués auditifs tels que décrits dans le brevet US 5,758,651 ou la demande WO 97/48447, qui mesurent l'activité de la cochlée suite à une stimulation électrique de cette dernière. Le document US 5,758,651 décrit un système de télémesure pour une prothèse auditive, en particulier pour un implant cochléaire. Le système comporte une pluralité d'électrodes utilisées pour stimuler le nerf auditif et pour détecter les potentiels évoqués ; selon l'exemple décrit dans ce document, on mesure la différence de potentiel entre une électrode intracochléaire et une électrode extracochlénire ; cette différence de potentiel est appliquée à l'entrée d'un amplificateur désactivable ("blanking amplifier") et de gain réglable de 40 à 80 db ; selon une variante, ce document propose d'utiliser un amplificateur différentiel. document WO 97/48447 décrit un système de réglage intégré à un implant de stimulation cochléaire ; ce système utilise deux moyens de mesure la perception auditive par le patient : d'une part une électrode intracochléaire de mesure de potentiel évoqué, et d'autre part une électrode (ou transducteur) de mesure de l'activité de l'un deux muscles ("stapedius" et "tensor tympani") de l'oreille moyenne. document Carolyn J. Brown et al. (). AcousT ATI, Vol. 88, n 3 1385-1391, septembre 1990, pages 1385 à 1391) décrit une méthode de mesure des potentiels évoqués dans laquelle on utilise d'une part une des six électrodes intracochléaires de l'implant de stimulation, et d'autre part une électrode disposée sur le muscle temporal. Ces dispositifs recueillent uniquement un potentiel évoqué auditif à champ proche, du fait qu'une des électrodes de recueil est immergée dans la cochlée et est la plus proche possible de l'activité à mesurer. Ce potentiel à champ proche, qui représente l'excitation initiale du système auditif, est communément appelé Evoked Action Potential (EAP). Il ne donne pas d'information sur les autres niveaux du système auditif : noyau cochléaire, coliculus inférieur, aires auditives primaires et secondaires, aires associatives. Par ailleurs, l'EAP ne peut pas être enregistré directement du fait des artefacts engendrés par une stimulation électrique trop proche des électrodes de recueil. Afin d'obtenir un EAP significatif, il est nécessaire d'utiliser des techniques dites soustractives permettant d'extraire l'artefact et de ne retenir que l'EAP. Ces techniques ont été notamment décrites dans le document Carolyn J. Brown et al. suscité. Le dispositif selon l'invention permet de remédier aux inconvénients des dispositifs de recueils de potentiels évoqués existants. Selon un premier aspect, l'invention consiste en un dispositif qui comporte au moins deux électrodes de recueil extra-cochléaires, destinées à être implantées, lesquelles électrodes de recueil sont reliées aux bornes d'entrée (positive et négative) d'un amplificateur différentiel intégré dans un boîtier, lui aussi destiné à être implanté ; en outre le bottier comporte un système de transmission à travers la peau, avec ou sans traitement de signal, permettant à un dispositif externe de recevoir informations relatives aux potentiels évoqués auditifs recueillis. Un tel dispositif permet d'enregistrer l'activité de chaque niveau du système auditif et d'évaluer périodiquement l'état fonctionnel du système auditif complet, de la cochlée jusqu'au cortex associatif ; la mise en oeuvre des mesures est quasi- immédiate, les artefacts quasi-inexistants, la constance dans le temps de la position et l'impédance des électrodes de recueil limite l'imprécision des mesures et permet une bonne reproductibilité. Enfin, l'éloignement relatif des électrodes de recueil du site cochléaire permet des mesures précises et directes de tous les potentiels évoqués auditifs à champ lointain décrits ci- dessus : AMLR, ALCR, ACR. Par ailleurs, l'onde 1 l'ABR permet, par équivalence (cf Burkard et al, J Acous Soc Am, 93 (4), pages 2069 207G, avril 993), de mesurer la même activité que celle l'EAP, et ce, sans devoir recourir à une technique soustractive . Le dispositif objet de l'invention permet donc l'exploration et l'évaluation de l'activité globale du système auditif avec possibilité d'enregistrement des résultats en une seule opération. permet aussi, lorsqu'il est couplé à un implant cochléaire, d'optimiser réglages de ce dernier, avec rapidité et d'une manière objective notamment chez le jeune enfant, ce qu'aucun des dispositifs connus à ce jour ne permet. L'invention repose en partie sur la constatation selon laquelle il est possible mesurer de façon fiable les potentiels électriques résultant de l'activité neuronale du système auditif à l'aide d'au moins deux électrodes éloignées la cochlée ; un avantage est la plus grande facilité d'implantation chirurgicale du dispositif ; un autre avantage est la moindre sensibilité système de mesure aux artefacts de stimulation la cochlée. Une particularité essentielle du procédé et du dispositif de mesure selon l'invention est que, du fait de la position externe (à la cochlée) des électrodes de mesure (recueil), les différences de potentiels mesurés témoignent de phénomènes physiques bien distincts ceux dont témoignent les mesures utilisant une électrode intracochléaire. Un autre avantage important de l'invention est . est possible d'utiliser des électrodes de mesure plus grosses que celles pouvant être implantées dans la cochlée ; il en résulte que l'impédance contact entre l'électrode et le tissu est diminuée et peut être maintenue sensiblement constante dans le temps ; la précision et la répétabilité mesures sont donc améliorées ; par ailleurs, la taille de l'électrode peut permettre de lui associer une vis la traversant pour sa fixation dans un tissu osseux, améliorant d'une part la stabilité dans le temps de l'impédance, et pouvant contribuer ' la fixation du boîtier de l'implant lui-même. La technique de mesure selon l'invention est beaucoup moins sensible artefacts de stimulation électrique ; il est par conséquent possible mesurer et d'étudier les potentiels évoqués dans la "fenêtre temporelle" d'environ 400 #ts suivant la stimulation, contrairement aux systèmes decrits dans les documents ci-dessus ; en outre, le dispositif selon l'invention est simplifié car un amplificateur désactivable ("blanking amplifier") n'est pas nécessaire, et car il n'est pas non plus utile de prévoir la mise en court-circuit - ou en circuit ouvert - des électrodes. Etant donné que l'amplitude des différences de potentiels détectées sont très faibles, en particulier de l'ordre de 0,1 à 1 microvolt soit cent à mille fois inférieures à celles mesurées lorsqu'on place une électrode de mesure dans la cochlée, il est généralement prévu une troisième électrode de mesure sert de référence et est raccordée à la borne masse de l'amplificateur différentiel : ceci permet d'augmenter notablement le rapport signal sur bruit en sortie. Selon des modes préférés de réalisation - les electrodes de recueil, qui sont au minimum de deux se situent de part et d'autre du boîtier-amplificateur-récepteur-émetteur implantable, dans une position sensiblement diamétralement opposée ; ceci permet, lors de l'implantation chirurgicale des électrodes, de les aligner facilement sur l'axe de la portion du système auditif associé, de manière à optimiser les amplitudes des signaux recueillis ; - les électrodes de recueil peuvent être mobiles par rapport au boîtier de manière à être positionnées d'une manière optimale en per- opératoire le chirurgien, par exemple bien parallèles au tronc cérébral, correctement éloignées l'une de l'autre ; à cet effet, les électrodes sont de préférence montées à l'extrémité d'un support tel qu'un cathéter souple en silicone enveloppant le fil conducteur en liaison avec le boîtier ; - les electrodes de recueil peuvent être alternativement disposées sur un support en forme de plaque souple s'étendant autour boîtier- récepteur-émetteur ; ceci permet au praticien, après implantation chirurgicale, de choisir deux électrodes de recueil (parmi pluralité d'électrodes implantées) formant le couple optimal pour l'activité à mesurer, grâce à un dispositif de multiplexage incorporé au boîtier implanté ; - l'électrode de référence de recueil est disposée à proximité ou sur le boîtier implantable. Dans le cas où le dispositif implantable incorpore des moyens de stimulation électrique du système nerveux auditif - l'électrode de référence de stimulation peut être montée mobile par rapport au boîtier, de manière à être positionnée d'une manière optimale, à partir de tests effectués en per-opératoire, puis fixée durablement par le chirurgien ; cette optimisation peut consister à faire en sorte que la ligne du dipôle de stimulation électrodes de stimulation/électrode de référence de stimulation soit perpendiculaire à la ligne reliant les deux électrodes de recueil, afin de réduire l'artefact de stimulation ; - il peut être prévu plusieurs électrodes fixes de référence de stimulation, reliées en aval à un dispositif de multiplexage intégré au boîtier : ceci permet au praticien, après implantation chirurgicale, de choisir l'électrode de référence de stimulation qui réduit au mieux l'artefact de stimulation ; - il peut également être prévu plusieurs électrodes de recueil et plusieurs électrodes de référence de stimulation reliées à deux systèmes respectifs de multiplexage permettant d'optimiser les réglages après l'intervention chirurgicale, dans le but d'éviter des tests en per-opératoire. Dans certains cas, l'électrode référence de recueil peut être la même que l'électrode de référence de stimulation. Le transfert vers l'extérieur signaux physiologiques recueillis, notamment des potentiels évoqués auditifs, s'effectue, au niveau du boîtier-récepteur-émetteur implanté, transmission sans fil (exemple haute fréquence par modulation d'amplitude ou de fréquence). Le dispositif électrodes de recueil / électrode de référence de recueil / boîtier-récepteur-émetteur implantable peut être couplé ou intégré à un dispositif de stimulation acoustique, et/ou électrique, et/ou mécanique, extra-cochléaire, et/ou intra-cochléaire. Dans ce cas, il constitue un implant de stimulation equipé d'un dispositif de télémesure permettant d'évaluer ou de contrôler son action. A titre d'exemple, le dispositif objet de l'invention est - soit un implant cochléaire pour les surdités sévères ou profondes, comportant une ou des électrode(s) de stimulation intracochléaire(s), équipé d'un dispositif de recueil de potentiels évoqués auditifs permettant d'effectuer les réglages optimaux seuils de détection, des seuils d'inconfort et de la fonction de compression acoustique électrique ; - soit un implant auditif pour les surdités sévères ou profondes comportant une ou des électrodes(s) de stimulation extra-cochléaire(s) ; un tel implant peut préférentiellement comporter une électrode de stimulation électrique fixable sur l'étrier ; il est équipé bien sûr du même dispositif de recueil des potentiels évoqués auditifs permettant les réglages optimaux ; - soit un implant auditif pour les surdités moyennes ou séveres, comportant un dispositif de stimulation mécanique du système auditif tel qu'un vibreur, positionnable préférentiellement sur la fenêtre ovale la cochlée, ou dans la mastoïde, - soit un implant de neutralisation des acouphènes, équipé dispositif de recueil des potentiels évoqués auditifs pour le réglage optimal de la stimulation électrique. D'autres avantages et caractéristiques de l'invention seront compris au travers la description suivante qui se réfère aux dessins annexés, illustrent sans aucun caractère limitatif des modes préférentiels de réalisation l'invention. La figure la représente un dispositif implantable selon un premier mode de réalisation. La figure lb représente un dispositif implantable selon un deuxième mode de réalisation. La figure 2a illustre schématiquement le système de transmission transcutanée entre un dispositif implanté et un dispositif externe d'analyse de signaux. La figure 2b illustre la connexion des électrodes à un amplificateur dont la sortie est connectée à un émetteur et à un module de traitement de signaux. La figure 2c illustre une variante de la figure 2b, dans laquelle une pluralité d'electrodes de recueil telles que celles illustrées figure lb sont connectées à l'amplificateur par deux multiplexeurs. La figure 3 illustre quatre chronogrammes de mesure de tension selon quatre configurations respectives d'implantation des électrodes de recueil. La figure 4 illustre trois chronogrammes de mesure de tension selon trois configurations respectives d'implantation des électrodes de recueil. La figure 5 illustre deux variantes d'implantation des électrodes de stimulation, et deux chronogrammes de l'artefact correspondant respectivement à ces deux implantations. La figure 6 illustre un chronogramme de mesure par des électrodes de surface, et un chronogramme résultant d'une moyenne de mesures effectuées avec le dispositif de la figure la. La figure 7a représente un dispositif implantable selon un troisieme mode de realisation. La figure 7b représente le dispositif d'orientation d'électrodes la figure 7a. La figure 8 représente un dispositif implantable selon un quatrieme mode de realisation. La figure 9a illustre la connexion de plusieurs électrodes de référence à l'amplificateur par l'intermédiaire d'un multiplexeur. La figure 9b illustre la connexion de plusieurs électrodes de stimulation a un module de stimulation par deux démultiplexeurs. La figure 10a représente un dispositif implantable selon un cinquième mode de réalisation. La figure 10b représente à échelle agrandie le transducteur électromécanique de la figure 10a. La figure la représente un dispositif implantable qui permet, d'une part de recueillir les signaux biologiques électriques caractéristiques des potentiels évoqués auditifs, et ce, via les électrodes de recueil positive (E +) et négative (E -) connectées respectivement par les fils 1 et 3 au module-amplificateur 4 contenu dans le boîtier 2 étanche, et permet d'autre part de transmettre à l'extérieur du corps lesdits signaux ou des signaux dérivés de ceux-ci, via le module-émetteur 5 contenu dans le boîtier et ce, par radiofréquence . La bobine ou l'antenne 31 du module émetteur 5 peut être indifféremment à l'intérieur ou à l'extérieur du boîtier Le boîtier contient un module optionnel de traitement du signal 6. L'électrode dite de référence (RR1), ici fixée au boîtier, est utilisée pour permettre une amplification différentielle entre les deux électrodes de recueil. L'énergie nécessaire au fonctionnement de l'implant peut soit provenir d'une batterie ou pile implantable, soit être transmise, via une bobine extérieure par induction électromagnétique. Le dispositif représenté figure lb permet, via une grille de trente deux électrodes 7a régulièrement espacées sur une plaque souple et reliées par des fils 7b (indiqués en pointillés) à un module de multiplexage 8 contenu dans le boîtier 2, de sélectionner par commutation électronique les deux électrodes retenues comme formant un couple optimal pour recueillir l'activité physiologique que l'on souhaite mesurer, ces couples se distinguant par leur orientation et la distance des électrodes l'une par rapport ' l'autre ; la distance entre les électrodes est préférentiellement comprise entre 40 mm et 80 mm (une distance d'environ 60 mm apparaissant comme optimale). La figure 2a représente le principe de fonctionnement du dispositif. Le dispositif implantable 9, tel que décrit figure 1, est chargé de recueillir l'activité physiologique électrique suite à une stimulation du système auditif la transmettre via la peau 10 du patient à une unité externe 11 chargée d'analyser cette activité. La transmission se fait de manière transcutanée et permet un isolement galvanique. La figure 2b représente le schéma général de fonctionnement dudit dispositif comportant deux électrodes E+ et E- de recueil ; la figure 2c représente un dispositif comportant un nombre n, de paires d'électrodes Ei de recueil connectées aux entrées de deux multiplexeurs 8 dont les sorties respectives sont raccordées aux entrées de l'amplificateur 4. La figure 3 montre trois exemples de relevé de mesures (de tension en fonction du temps) obtenues à l'aide dudit dispositif. Ces courbes montrent que la distance qui sépare les deux électrodes de recueil influence de manière importante le recueil des caractéristiques des potentiels évoqués auditifs précoces (ABR). En comparaison avec un recueil standard extracorporel (courbe supérieure indiquée ici "normal"), à l'aide d'une électrode de surface positive sur le front, et d'une électrode de surface négative la mastoïde homolatérale, la qualité des recueils ABR varie selon la distance qui sépare les deux électrodes de recueil implantées : les résultats obtenus avec deux électrodes Ea+, E-- espacées mm sont d'une qualité nettement meilleure qu'avec deux électrodes Eb+, E- espacées 45 mm, laquelle est nettement meilleure avec deux électrodes Ec+, E-- espacées de 30mm. Le dispositif selon l'invention comporte préférentiellement des électrodes de recueil espacées de plus de 30 mm l'une de l'autre. La figure 4 représente d'autres relevés qui montrent que l'orientation des électrodes de recueil par rapport à l'activité que l'on veut mesurer, ici le tronc cérébral, influence le recueil des potentiels évoqués positifs. En comparaison avec un recueil standard extracorporel (indiqué ici "normal" ; une électrode de surface positive sur le front, une électrode de surface négative sur la mastoïde homolatérale) la qualité des recueils des PEAP décroît en fonction de l'orientation des deux électrodes de recueil implanté par rapport à l'activité à mesurer : les résultats obtenus avec deux électrodes Ed+, E-- orientées parallèlement au tronc cérébral sont meilleurs que ceux obtenus avec deux électrodes Ee+, E- orientées à 28 du tronc cérébral -. Le dispositif selon l'invention qui est adapté pour l'obtention des PEAPdoit être orienté pour que les électrodes recueil soient le plus parallèle possible au tronc cérébral. figure 5 montre que, lors d'une stimulation électrique système auditif l'orientation des électrodes de recueil par rapport aux électrodes 32, 33 stimulation influence le recueil de l'artefact de stimulation. Avec une position de recueil parallèle à la stimulation (Fg+Eg-) l'amplitude de l'artefact de stimulation sortant de l'amplificateur différentiel 12 est maximale. Avec une position de recueil perpendiculaire à la stimulation (Ef+Ef- l'amplitude de l'artefact de stimulation sortant de l'amplificateur différentiel (12) est minimale. Le dispositif selon l'invention comporte préférentiellement des électrodes de recueil perpendiculaires au dipôle de stimulation équivalent. figure 6 représente un recueil de potentiels évoqués auditifs tardifs (ALCR) obtenus avec d'une part des électrodes de surface conventionnelles (référencé Normal sur le dessin), et d'autre part avec le dispositif décrit figure la (référencé E+E-), suite à une stimulation électrique intracochléaire. La distance entre les électrodes + et - de l'amplificateur différentiel est d'environ 60 mm et semble un bon compromis pour l'atténuation maximum des artefacts et une implantation chirurgicale facile. Il n'a suffit que d'un moyennage de 100 recueils pour obtenir ce ALCR de bonne qualité. Cela s'explique par le fait que l'amplitude des ondes NI, PI, NII, PII est de l'ordre de 25.V, soit 10 fois celles obtenues avec le dispositif de recueil à électrodes externes de surfaces (réf. "Les potentiels évoqués auditifs", J.M. GUERIT, 1993, Les potentiels évoqués pages 87 à 99, MASSON, PARIS)." La figure 7a représente un implant cochléaire équipé d'un dispositif de télémesure des potentiels évoqués auditifs avec transmission des mesures par radiofréquence. Cet implant permet, tout en stimulant la cochlee via l'électrode intracochléaire 13 (laquelle peut comporter une unique électrode ou plusieurs électrodes différenciées) et l'électrode de référence de stimulation RS de recueillir l'activité du système auditif via les électrodes E+ / E-. Dans le cas d'une amplification différentielle, l'électrode de référence peut être ou fixe (RR1) ou mobile (RR2). Selon un mode particulier de réalisation, l'électrode de référence de stimulation RS peut etre utilisée comme électrode de référence de recueil RR2. Toute l'électronique nécessaire à stimuler, recueillir et transmettre se situe dans le boîtier étanche 2. La (ou les) bobine(s) ou antenne(s) de communication, et le cas échéant de transmission d'énergie peut (ou peuvent) etre indifferemment à l'intérieur ou à l'extérieur du boîtier 2. Un dispositif 14 permet d'orienter le dipôle de stimulation en déplaçant l'électrode RS/RR2 ce dispositif 14 illustré figure 7b, selon un mode de réalisation de l'invention, comporte une électrode RS/RR2 qui est guidée par un systeme coulissant à différentes positions crantées 15. Un fil électrique 16 en spirale et siliconé souple permet le déplacement, sans contraintes mécaniques importantes, de l'électrode RS/RR2 entre deux positions extrêmes 34 et 35. figure 8 représente un dispositif de stimulation extracochléaire muni d'une ou plusieurs électrodes de stimulation 17, et intégrant un dispositif de télémesure des potentiels évoqués. II permet en stimulant électriquement via l'électrode 17 (comportant une ou plusieurs électrode(s) différenciée(s)) et l'électrode de référence de stimulation RS de recueillir l'activité électrique du système auditif via les électrodes E+/E-. Selon un mode particulier de réalisation l'électrode de référence de stimulation RS peut être utilisée comme électrode de référence de recueil (ici RR2). II est de plus équipé de plusieurs électrodes de référence de recueil et de référence de stimulation RS/RR2 disposées sur un support 18 et reliées des fils à un module de commutation 19 situé dans le boîtier étanche 2 qui permet de choisir l'électrode RS/RR2. L'électrode dite de référence de recueil (RR1 ou RS/RR2) peut être utilisée pour permettre une amplification différentielle entre les deux électrodes de recueil. Toute l'électronique nécessaire à stimuler, recueillir et transmettre se situe dans le boîtier 2. La (ou les) bobine(s) ou antenne(s) de communication, et le cas écheant de transmission d'énergie, peut (ou peuvent) etre indifféremment à l'intérieur ou à l'extérieur du boîtier 2. implants décrits aux figures 7 et 8 peuvent être équipés soit d'une électrode unique RR1 fixe ou mobile, soit de plusieurs électrodes RR1 (et/ou RR2) gérées par un commutateur 19, soit d'une électrode unique RS/RR2 fixe ou préférentiellement mobile, ou soit de plusieurs électrodes RS/RR2 gérées par un commutateur 19. L'énergie nécessaire au fonctionnement de l'implant peut soit provenir d'une batterie ou une pile implantable, ou soit être transmise, via une bobine extérieure, induction électromagnétique. figures 9a et 9b représentent le schéma de fonctionnement implant du type de ceux décrits dans les figures 7 et 8. figure 9a correspond à la partie "recueil" du dispositif. Le module 20 est un circuit de multiplexage qui permet de choisir l'électrode de référence parmi les n2 électrodes RRi disponibles. La figure 9b correspond à la partie "stimulation" électrique du dispositif. Le module 21 est un circuit de démultiplexage qui va choisir l'électrode positive du stimulateur parmi les n3 électrodes Rsi+ disponibles. Le module 19 est un circuit de démultiplexage qui va choisir l'électrode négative du stimulateur parmi les n4 électrodes Rsi- disponibles. Le module 22 pilote les deux démultiplexeurs 19 et 21 en fonction de l'information qu'il reçoit de l'extérieur via une antenne. La figure 10a représente un stimulateur mécanique de l'oreille moyenne équipé d'un dispositif de télémesure de potentiels évoqués auditifs. Cet implant permet, en stimulant par vibration mécanique la fenêtre ovale de la cochlée, de recueillir l'activité du système auditif via les électrodes E+/E-. Le vibreur 23 utilisé pour la stimulation mécanique est decrit figure 10b. Celui-ci, suite à une chirurgie très proche de celle pratiquée lors d'une pathologie appelé otostongiose, vient remplacer l'osselet appelé étrier. L'extrémité 24 vient se poser sur la fenêtre ovale à place de la platine de l'étrier. Le transducteur 25, qui va transformer signal électrique en énergie mécanique, peut être magnétique ou piézo électrique. Sa fonction est de déplacer la partie 24 par rapport à la partie en fonction d'un signal de commande provenant du boîtier 2 et transmis les deux fils RS+ et RS-. Toute l'électronique nécessaire à stimuler recueillir et transmettre, se situe dans le boîtier étanche 2. La ou les bobines(s) ou antenne(s) de communication, et le cas échéant de transmission d'énergie, peut ou peuvent être indifféremment à l'intérieur à l'extérieur du boîtier 2. REVENDICATIONS 1. Dispositif implantable (9) de mesure ou de recueil de potentiels évoqués auditifs caractérisé en ce qu'il comporte au moins deux électrodes (E+, E-, 7a) de recueil extra-cochléaires raccordées aux entrées d'un amplificateur (12) différentiel. 2. Dispositif selon la revendication 1 qui comporte un boîtier 2 étanche intégrant l'amplificateur (12) et un émetteur (5) pour la transmission sans contact à travers la peau (10) de signaux radio à une unité externe (11), et dans lequel les électrodes (E+, E-, 7a) sont distantes de plus de 3 cm. 3. Dispositif selon la revendication 1 ou 2 qui comporte une électrode (RR,, RRZ) de référence de recueil qui est raccordée à la masse de l'amplificateur 2). 4. Dispositif selon l'une des revendications 1 à 3 dans lequel les électrodes E-, 7a) de recueil sont disposées de part et d'autre du boîtier (2), dans une position sensiblement diamétralement opposée, et sont montees à l'extrémité d'un support souple permettant leur positionnement optimal. 5. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, qui comporte au moins 3 électrodes (E+, E-, 7a) de recueil extra-cochléaires qui sont connectées à l'amplificateur (12) par l'intermédiaire d'un multiplexeur (8) et qui sont disposées réparties autour du boîtier (2) sur un support (30) souple. 6. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 2 à 5 dans lequel une électrode (RR,) de référence de recueil fixée sur le boîtier (2). 7. Dispositif implantable de stimulation électrique d'une partie au moins du système auditif, comportant au moins une électrode (13, 17) de stimulation et comportant en outre un dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 6. 8. Dispositif selon la revendication 7 dans lequel l'electrode (13) de stimulation est une électrode intracochléaire. 9. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 7 ou 8 dans lequel une électrode (RRZ , RS/RRZ) de référence de recueil est mobile rapport au boîtier (2). 10. Dispositif selon l'une quelconque des rendications 7 ou 8 comporte au moins deux électrodes (RR2, RS/RR2) de référence de recueil qui sont raccordées à un commutateur (19). 11. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 7 à 10 comportant au moins une électrode de référence de recueil (RR2) couplée à moins une électrode de référence de stimulation (RS). 12. Dispositif implantable de stimulation mecanique d'une partie moins du système auditif, comportant au moins un vibreur (23), et comportant en outre un dispositif (9) selon l'une quelconque des revendications 1 à 6.