C’est l’histoire d’un « serpent de mer » de l’audioprothèse : les fabricants utilisent-ils les seuils subjectifs d’inconfort que nous prenons la peine de mesurer ?

Et je pense que beaucoup de monde a fait la même chose : saisir un audiogramme tonal à 60dB HL plat à droite, sans inconfort, et le même à gauche avec un SSI (Seuil Subjectif d’Inconfort) à 90dB HL sur toutes les fréquences. On rentre dans un logiciel d’adaptation, on choisi le même appareil des deux côtés, et on regarde ce qui se passe avec la formule par défaut du fabricant…

Et là, trois possibilités :

• Aucune différence de réglages entre les deux oreilles (assez courant)
• Aucune différence dans le réglage des compressions MAIS le niveau de sortie maximum, si le réglage existe, est corrélé au SSI (a tendance à se développer)
• L’oreille présentant la dynamique réduite a des réglages adaptés en compression et niveau maximum de sortie (assez rare par défaut)

Donc on peut en déduire que majoritairement, les fabricants n’utilisent pas les seuils d’inconfort mesurés par les audioprothésistes, en tout cas pour leur calcul des compressions et autres points d’enclenchements.

Ce n’est pas tout à fait surprenant car la formule de calcul utilisée est souvent NAL-NL1 ou une adaptation « maison » de NAL-NL1. Or la formule australienne utilise un seuil d’inconfort statistique. Un peu vexant pour les audios qui pratiquent la mesure du SSI !

L’apparition de systèmes de gestion des bruits impulsionnels en entrée a modifié un peu cette approche puisque certains fabricants proposant ces systèmes proposent des « mix » entre un calcul des compressions basé sur la dynamique statistique et un MPO ou « pseudo-écrêtage » basé sur le SSI. C’est mieux, mais on ne nous laisse pas encore toutes les clés de la maison…

Par contre, il est toujours possible d’utiliser des formules de calcul intégrant le SSI mesuré dans le calcul des compression et MPO, c’est le cas de DSL I/O par exemple, souvent proposée par défaut lors des appareillages pédiatriques, bien qu’il ne soit pas évident d’obtenir un SSI avant 10ans.

Il faut reconnaître aussi que la mesure d’un seuil d’inconfort est très subjective (c’est le cas de le dire) : elle dépend presque autant du patient, de sa peur ou au contraire de sa bravoure (!), que du testeur et de sa limite posée (douleur ? limite du supportable ? réflexe cochléo-palpébral ?…). Pour ma part, après une consigne assez sommaire type « limite du supportable », je trouve que l’observation du visage est assez précise, et un re-test quelques années après donne souvent des résultats assez proches. Le seuil d’inconfort n’évoluerait donc pas trop avec le temps, ce qui n’est pas le cas du seuil de confort (que je ne mesure pas) mais qui semble évoluer à mesure que les patients nous demandent plus de gain « pour les voix », donc à niveau « moyen ». Ce fameux passage de courbes de transfert « concaves » à « convexes » qui rendait difficile il y a quelques années un renouvellement du Siemens Prisma 4D (courbes de transfert « convexes » à l’époque), et qui fait que les Widex sont très confortables au début (courbes de tranfert très « concaves ») mais un peu « mous » après quelques semaines (il faut redonner du gain à niveau moyen).

Mais le « grand maître » du seuil d’inconfort statistique est toujours sur son trône depuis les années 80 : c’est PASCOE la plupart du temps qui décide du seuil d’inconfort de votre patient. Ses recherches ont donné en 1988 des abaques de corrélation entre seuil d’audition et seuil d’inconfort par mesures de progression de la sensation sonore (tests LGOB). Et depuis, beaucoup de fabricants utilisent ces tables si vous ne rentrez pas de seuil d’inconfort, et même si vous en rentrez un d’ailleurs (pour certains) !!

Des études plus récentes ont affiné ce « seuil d’inconfort statistique » de Pascoe, et je suis surpris du « nuage statistique » dans lequel on fait passer ces droites de régression qui serviront de base à ces inconforts statistiques…

Et ces fameux « nuages statistiques », nous les voyons tous les jours : les patients sans aucun inconfort, ceux aux aigus insupportables, aux graves très gênants (ça arrive), etc… et pour des seuils HL finalement pas si éloignés. Alors au final, c’est vrai, il doit bien exister une « droite » qui passe par le centre de gravité de tous ces cas particuliers. Et ce que cherchent les fabricants qui utilisent ces statistiques n’est peut-être pas dénué de fondement : il vaut mieux une statistique 70% du temps juste plutôt qu’un inconfort 70% du temps mal mesuré (= aide auditive 100% mal réglée pour son porteur !).

Et si même, ne seraient-ce que 90% de nos évaluations du SSI étaient assez bonnes (pas moins bonnes que celles de Mr Pascoe en tout cas), je crois que de toutes façons nous n’avons rien à perdre à « individualiser » l’adaptation.

Vous trouverez en téchargement ici une étude sur l’utilisation des seuils d’inconforts saisis pour différents logiciels de réglages. Plusieurs choses ont été analysées: si un seuil d’inconfort est trouvé par le logiciel, l’utilise t-il pour le calcul des compressions ? juste pour le calcul du MPO/PC/SSPL90 ? pas du tout ? quelques surprises…

Article et étude rédigés conjointement par Thibaut DUVAL (pour l’étude des logiciels et tableau), Sébastien GENY et Xavier DELERCE.

Pour faire suite au billet de Sébastien concernant le PC, je voulais apporter mon point de vue et faire un petit récapitulatif de ces petites merveilles de traitement du signal que l’on voit fleurir depuis quelques années dans les aides auditives sous les noms de SoundSmooth (Siemens), AntiShock (Unitron), SoundRelax (Phonak) Compression tZéro (Widex), etc… Derrière ces noms très étudiés par les bureaux de marketing se cachent vraiment des systèmes qui améliorent la vie des malentendants appareillés.

Avant (toujours cette fameuse préhistoire d’il y a une 10aine d’années !), lorsque les aides auditives étaient analogiques, les choses étaient simples : soit les aides auditives étaient pourvues d’un réglage spécifique de l’écrêtage et l’audio déterminait son « MPO », soit ce réglage n’était pas disponible et le système atteignait sa propre limite, dictée par le circuit ou l’écouteur. Par contre, cet écrêtage avait le mérite d’être quasi-instantané, et tellement efficace… qu’il en créait des distorsions.

Donc, sur les dernières années de l’analogique (et les premières du numérique) sont apparues les compressions en sortie de facteur élevé (AGCo de facteur 10, par exemple) qui avaient le mérite de ne pas créer de distorsions, comme tout AGC qui se respecte, mais qui a vu les plaintes de gêne aux bruits impulsionnels (couverts, assiettes, interrupteurs, etc…) augmenter.

Pourquoi ? Car tout système de compression fonctionne avec un temps d’attaque (et de retour), et même si les niveaux forts étaient maîtrisés, le temps que le système se mette en marche, le bruit avait déjà généré une gêne :

Comparaison des TA d'un système AGCo et d'un système à détection de bruits impulsionnels en entrée (Widex MIND)

La courbe verte en gras d’une aide auditive avec limitation par AGCo (une aide auditive récente), génère un artefact de plus de 10dB (le « pic » à plus de 115dB SPL) avant que la compression d’attaque ne régule le signal : il peut y avoir gêne chez certains patients.

Est-il possible d’installer un « vrai » écrêtage sur les aides auditives numériques ? Non, au sens montage électronique du terme, mais également à cause du temps de traitement du signal du processeur, qui varie de 1 à plus de 5ms, et induit donc un décalage temporel entre le bruit impulsionnel et son traitement par l’appareil. Et s’il y a délai de traitement, on ne peut pas parler strictement d’écrêtage.

Mais les fabricants ont trouvé la parade, en traitant les sons impulsionnels AVANT leur entrée dans le processeur. Il me semble que le premier à avoir abordé le problème sur les AA numériques est Philips avec sa gamme D61 et dérivés il y a une dizaine d’années. Il y avait bien des réglages appelés PC chez les différents fabricants mais il aura fallu attendre ces dernières années pour que le problème soit en passe d’être réglé avec la démocratisation de ces systèmes de détection des bruits impulsionnels.

La mesure faite avec une ce ces aides auditives de dernière génération, un Widex MIND avec système “tZéro” (courbe fine du graphique du dessus,) montre que le passage de 40 à 100dB SPL ne génère pas d’artefact dû au temps d’attaque (le système est instantané) : pas de gêne, on retrouve un fonctionnement de type Peak Clipping, les distorsions en moins.

Le schéma simplifié de ce traitement donne :

Schéma du principe de fonctionnement de la compression tZéro du Widex MIND

L’avantage d’un tel système, on le comprend facilement, est de ne même pas faire rentrer les sons impulsionnels dans le circuit de traitement du signal. L’inconvénient induit serait de faire n’importe quoi si le système n’était pas “bridé” par les fabricants.

En conclusion, les notions d’écrêtage ou de PC (Peak Clipping), bien qu’historiquement ancrées dans nos têtes d’audioprothésistes, ne sont plus adaptées au traitement numérique du signal, pour des raisons pratiques (montage électronique) ou temporelles (temps de traitement du signal par le processeur). L’écrêtage tel que nous l’avons appris est bien mort: vive la “détection des bruits impulsionnels en entrée” ! Ca fait plus classe… et des patients contents !

XD. Merci à Alexandre GAULT pour son infographie du schéma tZéro de Mind.

Voici une petite vidéo pour mieux comprendre l’objet de ma question !

Alors qu’en pensez vous ?

Je remercie les commentaires déposés suite à l’article sur les stratégies d’adaptation, je vous livre la version 1.1.

Depuis le temps que je pensais créer une chronologie de l’évolution des aides auditives, des technologies, des connaissances et du marché de l’audioprothèse ! Mais j’ai besoin de vous, alors n’hésitez pas à ajouter des informations à cette carte ! Comment faire me direz vous et bien tout simplement en proposant dans la zone commentaire des infos ! J’attends vos propositions d’ajouts ! A très bientôt ! Sébastien GENY

Carte chronologique de l'évolution des aides auditives

Dans son livre “La machine à écouter” (Masson, 1977), l’acousticien E. LEIPP décrivait un cas (p. 166) rapporté par un certain RADAU en… 1867:
(je cite) “Une dame, assez sourde pour ne pas comprendre la parole normale, se faisait accompagner par sa bonne qui jouait du tambourin pendant qu’on lui parlait: elle percevait alors chaque mot !”. A l’époque, cette dame passait au mieux, pour une “originale”, au pire, pour une folle !
Le cas avait cependant intrigué ce monsieur RADAU, au point qu’il le cite dans son ouvrage “Acoustique”, en 1867 donc.
A partir des années 60, quand l’usage des sonagrammes s’est répandu, il est devenu possible de “voir” la parole et du même coup, l’effet du bruit sur la perception de la parole. LEIPP à cette époque décrit la perception dans le bruit qui dégrade le message vocal, mais se demande si dans certains cas, notamment pour les sujets présentant une baisse du seuil d’audition, le bruit de fond, à faible niveau, ne “comblerait pas les vides entre les syllabes”, évitant à ces personnes une perception hachée quasi-inintelligible.
Je m’explique: l’enchainement des syllabes, très variable en intensité se situe tantôt au-dessus du seuil, tantôt au-dessous, créant ainsi des “micro-interruptions” du signal; très pénalisantes pour le malentendant. LEIP se demandait alors si le tambourin de la vieille dame, avec son spectre large, ne comblait pas ces vides, le cerveau se chargeant de faire le reste…
Sans aller jusqu’à rajouter du bruit, on pourrait obtenir le même phénomène d’interruptions (temporelles) avec des compressions agissant dans la gamme énergétique du signal vocal. On ferait alors plus de mal que de bien !
Bien entendu, on ne connaissait pas encore à l’époque l’importance des transitions de formants, permettant de percevoir certains phonèmes même sans les entendre, mais l’hypothèse audacieuse s’est révélée juste: la vieille dame n’était pas folle !
Pourquoi je vous dis tout ça: car je viens de recevoir “Essentiel D6″ n° 22 – juin 2009 de SIEMENS (bientôt téléchargeable sur France Audiologie), et oh, surprise ! en page 2 on y parle des effets néfastes de l’interruption syllabique par des réducteurs de bruit inappropriés.
Merci, vieille dame inconnue !

Xavier DELERCE.

Bon, je peux le dire maintenant sans me vanter… j’ai toujours soutenu NAL NL1, depuis le début, j’ai été un fan à l’époque où d’autres juraient que FIG 6 ou DSL i/o v3 étaient meilleures. Pourquoi j’y ai toujours cru : tout simplement parceque le “background” audiologique était déjà puissant !

D’abord une cohorte importante ! Qu’on le veuille ou non, Dillon a toujours eu des échantillons massifs, capables d’affirmer que tels ou tels réglages apportaient un confort, une intelligibilité, une discrimation supérieure.

Et puis des vérités qui nous étaient jetées à la figure, mais que personne ne voulait voir (et ça,  bien avant MOORE en 2003 !) : qu’un gain sur une perte supérieure à 70 dB à 4 KHz ne sert presque à rien (attention selon certains critères)… Moi à l’époque, cela m’avait retourné !

Et surtout, une chose inavouable : NAL NL1 (pour NAL Non Linéaire v1) était simple et nous prescrivait des gains d’insertions à la volée, et qu’on le veuille ou non (en retournant en 2003) avec une justesse proche de 60 % sur connexx. A noter, tout de même, qu’in vivo, NAL NL1 m’a toujours paru un peu fort  pour mes clients.

Et puis voilà… NAL NL2 !

Alors en vrac pour vous faire plaisir :

• Une prise en compte de l’appareillage pédiatrique (histoire de marcher sur les plates bandes de DSL i/o).
• Une prise en compte des “dead régions”, des zones inertes cochléaires.
• Une prise en compte des premiers appareillages…

Voici une série de graphiques qui permettent de comparer NAL NL1 vs NAL NL2

Et pour les experts curieux, une présentation powerpoint [en] sur NAL NL2 : ici

Et dire que je commençais à m’émanciper des gains d’insertions pour commencer à lire mes résultats sur SPLogramme…

Un titre un peu provocateur pour évoquer la course que mènent les fabricants d’aides auditives pour approcher au plus près cette valeur, appelée RECD (Real Ear to Coupleur Difference), plus importante peut-être que la résonance du conduit auditif.

Qu’est-ce que le RECD, quels en sont les enjeux ?
Le RECD est la différence de niveau sonore entre un appareil auditif mesuré au coupleur et ce même appareil dans l’oreille.
Le RECD est variable selon la fréquence mais ne dépend pas du niveau sonore testé. Cette différence entre le coupleur et l’oreille réelle est essentiellement due à l’écart des volumes résiduels : le coupleur est normalisé à 2cc (pour le plus courant) mais le volume résiduel de l’oreille appareillée (volume entre l’extrémité de la coque et le tympan) est rarement égal à 2cc.
D’autre facteurs également influencent le RECD, comme l’aération par l’évent ou autres facteurs d’amortissement acoustique (tube, peau).
Bref, lorsqu’un fabricant met sur le marché une aide auditive, son but, et le notre, sera d’obtenir, comme aux débuts de l’informatique personnelle, le WYSIWYG (What You See Is What You Get) !!! En clair, que les courbes affichées à l’écran soient réellement celles obtenues dans l’oreille du patient.
Alors après, on pourra discuter temps d’attaque ou de retour, réducteurs de bruit, micro directionnel, TK, etc…
S’assurer en premier lieu que le patient ENTEND correctement !

Tout sera donc employé par les fabricants pour évaluer cette marge d’erreur entre le coupleur et l’oreille qui leur (nous ?) échappe et risque d’aboutir à un appareillage médiocre, ou long à régler.
Il existe certes des «abaques» de RECD : des courbes normalisées pour les hommes, les femmes, les enfants selon leur âge, le diamètre de l’évent, la profondeur des embouts…
C’est pourquoi il n’est pas inutile de renseigner ces valeurs dans le logiciel.

Une autre technique d’évaluation indirecte du RECD est l’audiométrie par l’aide auditive. En effet, le signal émis par l’écouteur lors de la mesure du seuil est calibré en usine, donc connu par le fabricant. Le patient sert alors de microphone sonde lorsqu’il répond !
Le logiciel calcule ensuite la différence entre le niveau émis et la réponse du patient. Cet écart affinera les abaques RECD utilisées par l’algorithme.
Mais cela ne semble pas suffire. Pour preuve, un spécialiste « historique » de l’audiométrie par l’appareil (WIDEX, dès 1996 sur les Senso) introduit la mesure RECD sur certains de ses contours récents (série MIND 9). On citera STARKEY, premier fabricant à proposer la mesure RECD sur des intras (gamme Destiny), sans oublier PHONAK, pionnier de la mesure RECD par les appareils avec les Supero, en 1999.

Evidemment, la pratique de la mesure in-vivo permet de rectifier instantanément les décalages entre niveaux affichés et réels, d’autant qu’elle n’est pas beaucoup plus complexe à réaliser qu’une « vraie » mesure RECD. On pourra également relativiser l’intérêt de la mesure RECD pour les appareillages « ouverts ».
Mais on le voit, une des clés de précision des réglages (tout du moins dans le domaine fréquentiel), réside dans la connaissance du « facteur RECD ».

D’ici quelques années, lorsque tous les fabricants mesureront d’une manière ou d’une autre, la valeur du RECD, il y a fort à parier que le premier réglage sera très proche d’un « idéal », bien qu’en matière de perception…
Nous nous recentrerons alors sur un fondamental de l’audioprothèse : la rééducation auditive, et là, nous aurons toujours du travail !

Ce signal sous copyright de l’EHIMA (European Hearing Instrument Manufacturing Association) a été élaboré en collaboration avec l’ISMADHA en 2007 dans le but de tester les aides auditives les plus récentes.

En effet, soit certains signaux de test ne sont pas utilisables en raison de leur connotation “bruit” par les aides auditives actuelles, y compris certains signaux vocaux artificiels de type ICRA, soit ces signaux vocaux ne sont pas utilisables de façon internationale par leur connotation linguistique.

L’ISTS (International Speech Test Signal) a été créé dans le but d’une utilisation standardisée et internationale.

Il est composé de voix de femmes (21 locutrices différentes) lisant un texte dans six langues différentes.

Vous trouverez de plus amples informations sur son élaboration et ses caractéristiques sur le site de l’EHIMA .

Je l’utilise à titre personnel pour les mesures in-vivo ou en chaîne de mesure. Pour un petit aperçu des courbes obtenues et des caractéristiques spectrales et temporelles du signal: ce doc sur le site France Audiologie.

Une dernière chose: il est conseillé d’utiliser ce signal à des niveaux “standards” pour la voix (de 55 à 75dB SPL d’entrée).

XAVIER DELERCE, nouveau rédacteur du blog de franceaudiologie.

PHONAK a lancé il y a quelques années un algoritme dédié aux surdités sévères à profondes : le bass boost. En complément du système de supercompression, il vient s’enclencher pour améliorer l’audibilité en milieu bruyant.

Une étude au sujet du bass boost mt en évidence une amélioration du seuil de compréhension en milieu bruyant pour les porteurs d’aides auditives dites POWER. En augmentant le niveau de sortie (+6 dB) des fréquences basses (<1KHz), le benchmark mené par PHONAK met en évidence une amélioration significative de la compréhension en milieu bruyant.

Cette effet est permis par une augmentation de la sensation sonore dans les basses fréquences (ce qui correspond à la perception des premiers formants des voyelles).

A noter que Bassboost était une option qui existait sur les anciennes gammes d’appareils PHONAK. Couplé au Savia Art, on obtient un algoritme qui s’enclenche précisément dans les séquences bruyantes de la vie quotidienne des malentendants.

PHONAK explique, que cette option réservée aux patients les plus malentendants, est essentiel à plusieurs titres :

• Les patients atteints de surdités sévères et plus ont une réserve cochléaire de pauvre qualité dans les hautes fréquences bien souvent. Bassboost ne fonctionnant que sur les fréquences les plus basses est un outil adapté.
• Les patients atteints de perte auditive sévère compense la maigre qualité de leurs hautes fréquences par une amélioration significative de leur discrimination fréquentielle sur les basses fréquences. Une fois encore Bassboost en s’intéressant aux fréquences les plus basses est un outil idéal pour réhausser les fréquences des premiers formants vocaliques (turner et Cummings, 1999).

Les chiffres sont probants. L’algoritme BASSBOOST améliore le SNR d’environ 1 dB SPL. Le SRT également tant en contours qu’en intras. Ce que je trouve rigolo qui est curieux, c’est que cette option soit débrayable sous iPFG, au regard de la qualité d’écoute obtenue.

A mon avis c’est une option à enclencher systématiquement en cas de surdités au moins sévères avec une dégradation des hautes fréquences.

En tout cas, ce système doit permettre aux porteurs d’anciens appareils auditifs de renouveler pour une vrai innovation en matière de compréhension dans le bruit.