Les seuls modes de stimulation qui n’avaient pas encore été étudiés par les simulations cochléaires étaient le sol commun et la mise à la terre multi-mode. Pour simuler ces deux modes à l’aide du modèle paramétrique, on a proposé une méthode d’incorporation du modèle cochléaire résistif avec le modèle d’électrode électrolyte et les condensateurs de blocage de l’implant cochléaire. Après l’incorporation, le modèle a été capable de simuler des modes multi-mode de mise à la terre et de stimulation du sol commun et de donner des prédictions plus réalistes des formes d’onde du domaine temporel.
Pour valider les résultats de la simulation, des mesures in vitro et in situ de l’intensité du courant et de la distribution du potentiel électrique pendant les stim- ulations ont été efectuées à l’aide de dispositifs maison. Pour les mesures in vitro, il a été constaté que les distributions actuelles des modes de mise à la terre multi- mode et du sol commun étaient largement afectées par la forme du conteneur et que le conteneur en forme de tube pouvait mieux se rapprocher de la distribution actuelle dans la cochlée réelle . Pour efectuer des mesures de distribution de poten- tiel spatial, la matrice d’électrodes a été placée dans un conteneur en forme de tube imprimé en 3D. Des mesures ont été efectuées le long du réseau d’électrodes à l’aide d’une imprimante 3D programmée. Les mesures in situ ont couvert la plupart des modes de stimulation couramment utilisés. Les comparaisons entre les simulations et les mesures ont validé la distribution potentielle, la distribution actuelle et les formes d’onde du domaine temporel simulées par le modèle.
8.2 Suggestions de travaux futurs
Selon les résultats de la validation in situ, la première chose à améliorer dans le modèle cochléaire paramétrique est la manière de modéliser l’os temporel. Dans le modèle original, l’os temporel était simplement modélisé comme une sphère avec l’électrode de référence située sur sa limite extérieure. Les mailles cochléaires ont été placées au centre de la sphère. À l’avenir, la mise en œuvre d’un maillage de tête comme dans ? ou Malherbe et al. (2015) et le placement de la cochlée dans la bonne position de l’os temporel pourrait réduire l’erreur de simulation sur les stimulations monopolaire et multi-mode.
Le couplage du modèle paramétrique avec l’interface électrode-électrolyte s’est révélé eicace par les données mesurées in vitro et in situ. Pour exploiter pleine-
170 CHAPTER 8. CONCLUSION FRANÇAISE ment la possibilité de simuler des formes d’ondes de potentiel électrique de domaine temporel, la façon actuelle d’estimer les activités neuronales à l’aide de la fonction d’activation devrait être remplacée par des modèles nerveux auditifs plus sophis- tiqués capables de gérer les changements potentiels dans le temps, comme celui utilisé par Kalkman et al. (2014) dans leurs modèles cochléaires. Les recherches ef- fectuées par Ballestero et al. (2015) ont montré que la forme de pouls en rampe peut réduire la propagation de l’excitation. Avec le modèle nerveux amélioré, des simula- tions peuvent être faites sur les modèles d’activation neurale générés par diférentes formes d’impulsions de stimulation.
La stimulation en phase par étapes vise à réduire le potentiel électrique sur les électrodes non stimulantes (van den Honert and Kelsall, 2007). Il atteint cette cible en tournant les intensités de courant sur les électrodes selon la matrice d’impédance intracochléaire. Cependant, à partir des simulations de domaine temporel réalisées par le modèle paramétrique, nous avons constaté que les impédances intracochléaires changent dynamiquement en raison des tensions variables sur les condensateurs de blocage et les interfaces électrolyte-électrolyte. Comment traiter l’impédance changeante est un autre sujet de recherche intéressant.
Chapter 9
Conclusion
Contents
9.1 Summary . . . 172 9.2 Suggestions of future work . . . 173
172 CHAPTER 9. CONCLUSION
9.1 Summary
In this thesis, a parameterized way of generating the cochlear surface mesh model has been proposed. The parameters covered the general shape of the cochlea, the morphological details in the cochlear cross-sections, the trajectory of the auditory nerve ibers plus the layout and placement of the electrode array in the cochlea. The parameterization allowed sharing information between diferent morphological information sources when building the cochlea model. For example, when modeling a cochlea from micro-CT scans where only the scala tympani and scala vestibuli are visible, other parameters, such as the nerve iber trajectory, can be quickly borrowed from manually measured and averaged data in order to have a complete model for electric potential and neural activation simulation. The simulation algorithm used by the parametric model was the symmetric BEM implemented in a simulation soft- ware called OpenMEEG. The simulated electric potential was converted to neural activation patterns using the activation function.
With the parametric model, cochlear meshes made for other purposes can be transformed for electric potential simulation, which avoided making complex models from scratch.
Further investigations on the amount of information needed by the geometry adaptation shows that a 180◦of sampling angle interval could give a good estimation
on the position of the electric potential peak in the cochlea, while reducing the error in the amplitude prediction requires data from more cross-sections.
Simulations of the spatial potential distributions using the parametric model estimated the performance of the new transmodiolar electrode array when it was used either for grounding or stimulation. The simulation results suggests that using the transmodiolar electrode array as the ground of the monopolar stimulation can efectively reduce the stimulation energy consumption, meanwhile the unwanted neural excitations near the transmodiolar electrode array can be reduced or even removed by adopting electrodes with large surface areas. When using the trans- modiolar array for stimulation, rotationally arranged electrodes were preferred and a deeper insertion into the modiolus was recommended to avoid the oblique nerve ibers at the apex of the cochlea.
The only stimulation modes that had not yet been studied by cochlear simula- tions were the common ground and multi-mode grounding. To simulate these two modes using the parametric model, a method of incorporating the resistive cochlear
9.2. SUGGESTIONS OF FUTURE WORK 173