Dynamique de l’Oreille Interne
La thèse de Pierre SELVA est une thèse transverse réalisée à SUPAERO et co-dirigée par Jean-François de LAUZUN, Docteur en Médecine. Elle est placée sous l’égide de l’École Doctorale transverse Aéronautique-Astronautique (AA, ED467) et financée par le Ministère de l’Enseignement Supérieur et de la Recherche. Son objectif est d’obtenir un modèle du fonctionnement dynamique de l’ensemble du système auriculaire en équilibration (perception de la posture). En effet, des modélisations partielles ont été réalisées, en particulier des canaux semi-circulaires, mais l’intégration du système complet en bilatéral est souhaitée par les médecins qui définissent les protocoles de tests pour les pilotes de chasse par exemple.
“Membrane” de détection Vestibule (équilibration) Cochlée (audition)
La thèse porte sur la modélisation du vestibule (perception inertielle de la posture), et ne s’intéresse pas à la cochlée (perception tactile de la pression acoustique). Il faut noter que le même fluide irrigue les deux systèmes. Plus précisément, le vestibule de chaque oreille est composée de 5 “capteurs” : les 3 canaux semi-circulaires (en réalité toriques), l’utricule et le saccule.
Caractéristiques des Canaux Semi-Circulaires
En première approximation, les canaux captent les rotations, et les 2 autres capteurs les translations. La recherche des caractéristiques mécaniques de ces éléments et de leurs dispersions a permis d’obtenir un certain nombre d’éléments fiables concernant la géométrie et caractéristiques du fluide cochléaire ou endolymphe, fluide Newtonien.
Il faut ensuite s’intéresser au capteur lui-même. En ce qui concerne le canal semi-circulaire, assez bien étudié, la rotation induit une dfférence de pression qui fait réagir un capteur, la cupule. Appelée improprement “membrane”, nous la considérons davantage comme un barrière formée d’un fluide diphasique de caractéristiques différentes de l’endolymphe qu’une véritable barrage solide.
La modélisation directe par calculs analytiques (poutres, plaques, volume hexaédral) assistée d’un modèle éléments finis solide simplifié, a permis une première approche du mouvement cupulaire, mais l’impossibilité de mesurer in situ le déplacement cupulaire interdit toute validation directe de ces calculs, portant par ailleurs sur des tissus extrêmement souples.
L’approche indirecte a donc été privilégiée, fondée sur la mesure des effets des capteurs. La coopération avec les spécialistes du monde médical a ici pleinement porté ses fruits, puisque des essais découplés en rotation (par exemple le mouvement “Non” de la tête, qui sollicite le canal dédié au lacet) ont pu être réalisés. Ceci entraîne un nystagmus optocinétique, le cerveau compensant le mouvement de la tête par un balayage oculaire. Ce balayage a été mesuré sur siège tournant dans l’obscurité, par caméra infra-rouge opérant une acquisition de l’image de l’iris (dont tous les mouvements sont ainsi observables). Or les neurophysiologistes connaissent assez bien la fonction de transfert entre le signal nerveux issu du déplacement cupulaire et la vitesse de balayage de nystagmus. Cette fonction est du premier ordre. Cela a permis, par quotient de fonctions de transferts, de remonter aux caractéristiques extérieures du capteur cupulaire. On s’aperçoit qu’il s’agit d’un système dynamique avec rigidité et amortisseur, fortement amorti. Le régime transitoire permet ainsi d’obtenir l’accélération et la vitesse avec précision.
Ainsi, il a été possible au cours du premier semestre 2007 de définir le modèle inertie- ressort-amortisseur équivalent au canal, en ce qui concerne le déplacement global (ou moyen) du capteur. Un travail similaire est en cours pour les capteurs en translation (utricule et saccule). Ces développement doivent aboutir prochainement, les caractéristiques physiologiques des tissus en jeu n’étant pas fondamentalement différentes. Architecture de Simulation
L’objectif est ici d’obtenir un modèle validé permettant de relier les 6 degrés de liberté du mouvement crânien dans un Repère Inertiel aux 10 mesures inertielles issues des 2 oreilles internes : Mouvement Crânien Accélérations Linéaires ! aX aY aZ Accélérations Angulaires ! "X "Y "Z Modèle ! #Da #Db #Dz $D %D Signaux Capteurs Cochléaires Oreille Droite Canaux Uticule & Saccule ! #Ga #Gb #Gz $G %G Canaux Uticule & Saccule Oreille Droite
On constate que le modèle est redondant, et que certains capteurs se recalent entre eux ou sont désactivés (inhibés). Le modèle, lorsqu’il sera complet, permettra de simuler les protocoles de tests pilote en rotation-translation, mais aussi les examens de détection de défaut d’équilibration (chez les personnes âgées par exemple), en représentant les inhibitions ou couplages intempestifs.
Dans la réalisation de ce modèle, les deux points qui sont en cours d’implémentation sont : - la représentation du système bilatéral ;
Concernant le premier point, un modèle bilatéral représentant les 6 canaux semi-circulaires avec leurs caractéristiques dynamiques a été implémenté sous Matlab. Il intègre les fonctions de transfert élémentaires en y ajoutant les termes d’accélération d’entraînement et de CORIOLIS. Ce modèle fonctionne et permet déjà des simulations en rotations sans couplages entre capteurs.
Concernant le second point, les termes sont en cours d’évaluation, et le modèle des utricules et sacules devrait être très bientôt disponible, pour être intégré dans la simulation globale au second semestre 2007.
Essais Dynamiques
Il était envisagé de réaliser un modèle matériel de l’oreille interne à grande échelle. Une étude de similitude vient de montrer que :
- la réalisation d’un modèle de canal seul avec fluide et solides représentatifs nécessiterait des échelles de similitude de temps qui rendrait le système inopérant ; de plus, un tel modèle présente un intérêt lié essentiellement à la mécanique des fluides et non des solides ;
- la réalisation d’un modèle rationnel complet, que nous avions fortement envisagée, pose quant à elle des difficultés d’échelle pour représenter, à la fois les éléments internes de l’oreille et la distance entre les deux oreilles ; en pratique, cela aboutirait à un modèle de grande dimension.
La stratégie actuellement engagée consiste donc à miser sur le modèle Matlab, comme simulateur, avec éventuellement une visualisation de maquette rationnelle virtuelle (dont certains éléments ont été saisis sur Catia). Les essais seront alors des essais physiologiques, puisqu’un équipe d’élèves travaillant avec le doctorant vient d’être sélectionnée pour voler en 2008 sur l’Airbus ZéroG pour faire les tests instrumentés en tabouret tournant, en collaboration avec la société Integral Design.
L’intérêt de réaliser des essais en impesanteur est d’éliminer la composante statique de l’accélération (pesanteur), toujours présente lors des tests cliniques en laboratoire, et importante pour les coefficients de couplage. Or ces coefficients de couplage entre capteurs sont peu observables par ailleurs, et difficiles à modéliser par une approche directe.