Soutenance mémoire
Méthodologie
Pour atteindre ces objectifs, un nouveau système de mesure portable a été conçu en s’inspirant des méthodes retrouvées dans la littérature scientifique et dans les systèmes actuellement commercialisés. Ces méthodes sont discutées dans la revue de littérature au Chapitre 0. Les étapes de conception du système électronique pour l’enregistrement des émissions otoacoustiques sont présentées au Chapitre 1 « Développement du système de mesure ». Au Chapitre 2 « Algorithme d’extraction et de débruitage des signaux DPOAE », les algorithmes présentés ont été conçus de manière à remédier aux lacunes des techniques de traitement de signaux actuellement disponibles dans la littérature. Le système en développement a fait l’objet de tests en laboratoire sur des sujets humains, respectant le protocole autorisé par le Comité d’éthique de l’École de technologie supérieure (2014). Les mesures des émissions otoacoustiques sur les sujets étaient effectuées dans une cabine audiométrique dans des conditions de tests avec et sans bruit. Le bruit consistait en des échantillons de bruits industriels provenant de la banque de sons NOISEX (Carnegie Mellon University, 2000), ainsi que d’un échantillon de bruit blanc préenregistré à l’aide de MATLAB_ (Moler, 2012).
Les résultats recueillis à partir des tests expérimentaux ont montré que l’algorithme de débruitage développé est capable d’extraire les signaux des émissions otoacoustiques dans des conditions de bruit autour de 75 dB(A), selon la condition maximale testée en laboratoire (75 dB(A)), sans perturber la fiabilité de la mesure. Dans le cadre du présent mémoire par articles, ces résultats ont été présentés dans deux articles soumis pour publication dans des revues scientifiques à comité de lecture ; ces articles se retrouveront intégralement au Chapitre 3 (« Individual monitoring of hearing status : development and validation of advanced techniques to measure otoacoustic emissions in suboptimal test conditions ») et au Chapitre 4 (« Design considerations for robust denoising of field measurements of Otoacoustic Emissions in noisy conditions using Adaptive Noise Reduction »). Les résultats sont ensuite discutés au Chapitre 5 (« Discussion ») pour enfin terminer avec le Chapitre « Conclusion ».
Retombées scientifiques et économiques
La recherche conduite dans ce projet prouve qu’il est possible de faire la mesure des émissions otoacoustiques dans un environnement bruyant, ce qui permettrait d’évaluer quotidiennement l’intégrité fonctionnelle de l’oreille interne des travailleurs en milieu industriel ou toutes autres personnes intéressées, comme les musiciens par exemple, et éventuellement de faciliter le dépistage systématique de la surdité néonatale dans les hôpitaux. L’implantation d’un tel système de mesure des DPOAE pour les travailleurs en milieu industriel permettrait aux hygiénistes industriels, audiologistes et médecins ORL d’intervenir au moment le plus approprié pour prévenir toute perte auditive permanente imputable à une surexposition au bruit. La technologie développée pourra être mise en marché par Sonomax, partenaire industriel de la Chaire de recherche industrielle en technologies intra-auriculaires Sonomax-ÉTS (CRITIAS), ou une entreprise oeuvrant déjà dans le domaine des appareils de mesure de l’audition telle que Mimosa Acoustics, Interacoustics, Etymotic Research, Maico, Natus (qui détient le brevet sur l’algorithme de Ziarani et Konrad (2004a)), ou bien Otodynamics. Le système développé pourra engendrer, une fois commercialisé, des retombés économiques en réduisant les indemnisations versées aux employés affectés par une perte d’audition et par le fait même réduira le coût de la cotisation à la CSST. De plus, les travaux conduits à l’aide du nouveau système (outil) développé seront présentés aux journaux scientifiques et élargiront la littérature disponible dans le domaine, contribuant ainsi au développement de nouvelles recherches en matière d’étude sérielle de la santé auditive, d’étude de la susceptibilité individuelle face aux bruits, et de législation sur le bruit au travail.
La mesure sérielle de la fatigue auditive
La cochlée est constituée d’une membrane basilaire sur laquelle des poils, appelés cellules ciliées, vibrent lors d’une excitation mécanique (acoustique). Au moment d’une excitation, le signal du mouvement des cellules ciliées internes est transmis en influx nerveux par le nerf auditif pour ensuite être interprété par le cerveau. Lorsque le niveau de l’excitation acoustique est trop fort ou trop faible, le signal capté par les cellules ciliées internes est analysé par le cerveau et ensuite le cerveau envoie un signal, comme une rétroaction, vers les cellules ciliées externes pour contrôler la rigidité de la membrane tectoriale et ainsi réduire ou augmenter le niveau du signal ultimement transmis vers le cerveau (Purves et al., 2004). Ce mécanisme de rétroaction permet d’une part de réduire l’intensité de l’influx nerveux transmis au cerveau pour les sons avec un niveau de pression élevé et d’autre part d’augmenter l’intensité de l’influx nerveux pour des sons de faible niveau de pression acoustique (Purves et al., 2004). À l’aide de ce mécanisme de rétroaction, la cochlée agit alors comme un amplificateur et un compresseur en fonction du niveau de pression acoustique transmis dans l’oreille.
Chaque section de cellules ciliées, internes et externes, répond à une fréquence différente à partir de la base (haute fréquence) jusqu’à l’apex (basse fréquence) de la rampe vestibulaire. Une émission otoacoustique est un son de faible intensité produit par la cochlée dans le cas d’un processus de fonctionnement normal du système auditif. L’émission peut-être mesurée avec un microphone sensible placé à l’entrée du canal auditif, tel que montré pour la première fois par David Kemp en 1978 (Whitehead et al., 1994). Dans le cadre d’une application clinique, les émissions otoacoustiques sont provoquées par des stimuli acoustiques (f1 et f2 pour les DPOAE) présentés dans le canal auditif à l’aide de transducteurs miniatures (Whitehead et al., 1994) tels que présentés à la Figure 0.2 où le microphone placé à l’entrée du canal auditif, « in-ear microphone » (IEM), sert à capter l’émission otoacoustique. Après que les stimuli acoustiques ont traversé l’oreille externe, le tympan transmet les vibrations par la chaîne d’os9 selets jusqu’à la cochlée qui amplifie les sons afin de les transmettre au cerveau par le nerf auditif.
Lors de l’amplification des stimuli f1 et f2, un produit d’intermodulation (émission otoacoustique) est généré à une fréquence multiple des stimuli. Ce phénomène s’explique par le mécanisme d’amplification non-linéaire (amplification et compression) de la cochlée Lorsque les cellules ciliées externes sont fatiguées, suite à une exposition à des sons de trop fortes intensités et pendant une période prolongée, les cellules n’amplifient et ne compressent plus suffisamment le signal capté par les cellules ciliées internes. Ce changement dans le comportement de l’amplificateur cochléaire, en fonction de la plage de fréquence affectée, réduit l’intensité de l’influx nerveux transmis vers le cortex auditif pour les signaux acoustiques avec un faible niveau de pression et augmente l’intensité pour les signaux acoustiques avec un niveaux de pression élevé. Suite à la fatigue des cellules ciliées externes, l’émission otoacoustique résultant des mécanismes d’amplification cochléaire perd donc de l’amplitude. Lorsque les cellules ciliées internes sont fatiguées à leur tour, l’influx nerveux transmis au cerveau est réduit davantage, voire même plus du tout transmis.
Lorsque les cellules ciliées externes sont légèrement fatiguées, il s’agit d’une perte auditive temporaire, à ce moment si l’exposition aux bruits n’est pas réduite, la perte temporaire deviendra éventuellement permanente. Actuellement, aucune étude ne permet de déterminer le taux de récupération d’une perte temporaire pour un individu. La perte auditive dans une plage de fréquence donnée peut nuire à l’intelligibilité des sons comme la parole par l’élargissement des bandes critiques (Lutman et al., 2008). Elle peut aussi induire la difficulté d’entendre les sons de faible intensité et peut entraîner des conséquences graves comme la surdité, problèmes de communication, augmentation du stress, problèmes d’ordre psychologique, etc. Les tests classiques d’audiométrie tonale permettent de déterminer le seuil auditif d’un individu en lui envoyant des sons purs à différents niveaux de pression acoustique pendant 1 à 2 secondes par niveau (dans le cas d’une audiométrie tonale non automatisée)(Katz et al., 2009).
En général, le test débute soit par un stimulus très en dessous du seuil normal ou bien en utilisant un stimulus bien au-dessus du seuil afin de familiariser le sujet avec le stimulus (Katz et al., 2009). Dans ce dernier cas, le test débute généralement avec un stimulus à la fréquence de 1000 Hz à 30 dB « Hearing Level » (HL) puisque, en principe, la majorité des patients sans perte auditive majeure devraient répondre à cette fréquence. Un seuil auditif est obtenu généralement en utilisant la méthode « Up-Down » ou l’une de ses variantes. L’audiologiste débute par le stimulus à 30 dB(HL) puis, dans le cas ou le sujet répond au stimulus, celui-ci est décrémenté par pas de -10 dB(HL) jusqu’à ce que le sujet ne réponde plus (Katz et al., 2009). Après un nombre subséquent de manques de réponse, l’audiologiste (ou tout autre testeur) augmente le niveau du stimulus par un pas de +5 dB(HL) jusqu’à ce que le sujet réponde à nouveau. Cette méthode est répétée jusqu’à ce qu’une tendance soit observée, par la suite le seuil est obtenu (Katz et al., 2009). La procédure est répétée pour chaque fréquence de test.
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Table des matières
INTRODUCTION
REVUE DE LITTÉRATURE
CHAPITRE 1 DÉVELOPPEMENT DU SYSTÈME DE MESURE
1.1 Conception de la sonde intra-auriculaire pour la mesure et le débruitage des émissions otoacoustiques
1.2 Systèmes d’acquisition des mesures
1.2.1 Système d’acquisition de laboratoire
1.2.2 Système d’acquisition portable
1.2.2.1 Amplificateur-Conditionneur 4 canaux
1.2.2.2 Plateforme de développement « Auditory Research Platform » (ARP)
1.3 Conclusion partielle
CHAPITRE 2 ALGORITHME D’EXTRACTION ET DE DÉBRUITAGE DES SIGNAUX DPOAE
2.1 Algorithme d’extraction des signaux OAE
2.1.1 Calcul du niveau de pression acoustique de l’émission otoacoustique
2.1.1.1 Démodulation d’amplitude (AM)
2.1.2 Calcul du niveau de bruit dans la mesure OAE
2.2 Algorithme de débruitage de la mesure
2.2.1 Identification hors-ligne de la fonction de transfert du bouchon
2.3 Conclusion partielle
CHAPITRE 3 « INDIVIDUAL MONITORING OF HEARING STATUS : DEVELOPMENT AND VALIDATION OF ADVANCED TECHNIQUES TO MEASURE OTOACOUSTIC EMISSIONS IN SUBOPTIMAL TEST CONDITIONS »
3.1 Avant-propos
3.2 Résumé
3.3 Abstract
3.4 Introduction
3.5 Method
3.5.1 Measurement Hardware Description
3.5.1.1 Earpiece-embedded OAE probe
3.5.1.2 Auditory Research Platform (ARP)
3.5.1.3 Computer and data acquisition card
3.5.2 System Calibration
3.5.2.1 Laboratory calibration of OAE probe
3.5.2.2 Calibration with human subjects
3.5.3 Adaptive Noise Reduction algorithm
3.5.4 Experimental procedure
3.5.4.1 Background noise conditions
3.5.4.2 Selected Test Subjects
3.5.4.3 Measurement Protocol
3.6 Results
3.6.1 System comparison in quiet test conditions
3.6.2 Otoacoustic emission signal extraction in noisy test conditions
3.7 Discussion
3.7.1 Quiet test conditions
3.7.2 Noisy test conditions
3.8 Conclusions
3.9 Acknowledgements
Liste de Références
CHAPITRE 4 « DESIGN CONSIDERATIONS FOR ROBUST DENOISING OF FIELD MEASUREMENTS OF OTOACOUSTIC EMISSIONS IN NOISY CONDITIONS USING ADAPTIVE NOISE REDUCTION »
4.1 Avant-propos
4.2 Résumé
4.3 Abstract
4.4 Introduction
4.5 Materials and Methods
4.5.1 Proposed measurement system setup
4.5.2 Proposed denoising and measurement algorithms (Software)
4.5.2.1 Otoacoustic response level measurement algorithm
4.5.2.2 Adaptive Noise Reduction algorithm
4.5.2.3 Offline identification of primary transfer function
4.5.3 Experiments with human test subjects
4.5.3.1 Algorithm and microphone configurations
4.5.3.2 Measurement conditions
4.6 Results
4.6.1 Influence of Adaptive Noise Reduction on DPOAE signals in Quiet condition
4.6.2 Performance of algorithm and microphone configurations
4.7 Discussion
4.8 Conclusions
Liste de Références
CHAPITRE 5 DISCUSSION
CONCLUSION
ANNEXE I SONDE INTRA-AURICULAIRE POUR LA MESURE DE DPOAE V.5 AVEC BOUCHON MOULÉ SUR MESURE AMOVIBLE
ANNEXE II SCHÉMA DU CONDITIONNEUR DÉVELOPPÉ
ANNEXE III SIMULATION DU FILTRE PASSIF DU CONDITIONNEUR
ANNEXE IV CODE MATLAB DÉVELOPPÉ POUR EXTRAIRE ET DÉBRUITER LES SIGNAUX OAE VERSION AMÉLIORÉE
ANNEXE V RÉSULTATS DÉTAILLÉS DU GAIN EN RAPPORT SIGNALSUR- BRUIT SANS ET AVEC FILTRE FIXE
LISTE DE RÉFÉRENCES
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