Implantation cochléaire : première expérience avec un raccord anatomique guidé par rayons X

Résumé

Ce protocole introduit un ajustement anatomique guidé par rayons X (ABF) pour les implants cochléaires afin de réduire le décalage entre fréquence et lieu et potentiellement d’améliorer les résultats pour les patients.

Résumé

Cette étude présente un protocole pour appliquer un ajustement anatomique guidé par rayons X (ABF) dans la programmation des implants cochléaires (IC) afin de réduire le décalage entre fréquence et lieu. L’objectif est d’améliorer l’alignement entre les fréquences stimulées par chaque électrode et l’organisation tonotopique naturelle de la cochlée, améliorant ainsi la perception de la parole et les résultats auditifs. Les méthodes traditionnelles d’ajustement par défaut (DF) ne prennent pas en compte les variations individuelles de l’anatomie cochléaire, ce qui entraîne des inadéquations pouvant influencer la performance. Dans cette étude prospective, 16 oreilles de 12 utilisateurs d’IC présentant une anatomie cochléaire normale ont été évaluées à l’aide d’imagerie par rayons X afin d’estimer la profondeur d’insertion angulaire (AID) et de guider le protocole ABF. Les assignations de fréquence pour chaque électrode ont été ajustées à l’aide des logiciels OTOPLAN et MAESTRO pour correspondre à la carte tonotopique de la cochlée. Les résultats ont montré que l’ABF réduisait significativement le décalage moyen entre fréquence et lieu (2,6 ± 3,8 demi-tons) par rapport à DF (6,6 ± 5,6 demi-tons). L’ABF a également montré une corrélation plus forte entre l’AID et les variations de fréquence, les améliorations les plus notables étant dans la région cochléaire moyenne. Ce protocole applique une alternative accessible à faible radiation à l’ABF guidé par scanner, particulièrement bénéfique pour les populations pédiatriques ou sensibles aux radiations. L’ABF guidé par rayons X démontre un potentiel pour une programmation IC plus précise et un potentiel d’amélioration des résultats pour les patients. Des études complémentaires avec des cohortes plus larges et des périodes de suivi plus longues sont recommandées afin d’en valider les bénéfices cliniques.

Introduction

Les implants cochléaires (IC) sont devenus la norme de soins en rééducation auditive, permettant aux personnes souffrant d’une déficience auditive sévère à profonde d’améliorer significativement leur compréhension de la parole, leurs capacités de communication et leur qualité de vie^{globale 1}. Cependant, divers facteurs peuvent influencer l’expérience des receveurs de CI, notamment les retards de traitement du son, les méthodes d’ajustement et les disparités de volume².

Les fréquences centrales traditionnelles par défaut (DF) mettent l’accent sur les mesures comportementales post-opératoires mais négligent souvent la variabilité de l’anatomie cochléaire et des positions de contact des électrodes entre les utilisateurs. De plus, ces facteurs peuvent être influencés par la race, le sexe ou^{l’ethnicité 3,4}. Malgré les récentes avancées dans les stratégies d’ajustement qui ont amélioré la programmation de l’IC, la cartographie de la DF nécessite encore une révision en raison des difficultés liées à la prise en compte de l’organe de Corti (CO) et de la longueur du canal cochléaire (CDL⁾⁵.

Une conséquence majeure de la cartographie fréquentielle par défaut est le « décalage fréquence-lieu », qui se produit lorsque la fréquence délivrée par une électrode CI diffère de la fréquence tonotopique de la région cochléaire^{qu’elle stimule 6}. Ce décalage peut résulter de la variabilité anatomique, de la technique chirurgicale et de la conception des réseaux d’électrodes, qui influencent tous sa magnitude⁷. Cela peut être aggravé par les schémas standards d’allocation de fréquence utilisés dans de nombreux systèmes de CI, qui négligent souvent l’anatomie cochléaire individuelle et le placement des électrodes. Des études récentes suggèrent une corrélation significative entre le décalage entre la fréquence et l’endroit et de faibles scores monosyllabiques, une mauvaise perception de la parole et une réduction de la discrimination^{du langage 6,8}.

Pour relever les défis de la cartographie DF, une méthode personnalisée de programmation CI connue sous le nom d’ajustement basé sur l’anatomie (ABF) a été^{introduite 9}. L’ABF vise à aligner plus précisément la carte de fréquences de l’IC avec l’anatomie cochléaire naturelle de l’individu en utilisant les données post-opératoires de scanner. Cette intégration permet d’attribuer des fréquences de filtre spécifiques au patient en fonction de la position anatomique de chaque contact^{d’électrode 10}. L’objectif principal est de minimiser les divergences tonotopiques et d’améliorer l’alignement entre les fréquences stimulées et la tonotopicité^{naturelle 11}. Notamment, l’ABF a montré des améliorations significatives de la perception de la parole par rapport à DF⁹, une meilleure reconnaissance vocale et une plus grande acceptation des^{utilisateurs 12,13}.

Malgré les résultats positifs de l’ABF, son application est limitée en raison de la nécessité de scanners post-opératoires, ce qui entraîne une exposition accrue aux radiations, ce qui préoccupe les enfants et les groupes^{sensibles 14}.

De nombreuses études ont démontré que les avancées technologiques d’imagerie peuvent réduire substantiellement l’exposition aux radiations tout en maintenant la qualité diagnostique. Par exemple, dans les modèles animaux, les scanners conventionnels à faible dose ont montré une réduction de 50 % de la dose de radiation sans perte d’efficacité^{diagnostique 15}. Le scanner à faisceau conique ne fournit que 6 % à 16 % de la dose de radiation des systèmes CT multi-tranches standards tout en offrant une qualité d’image comparable, soulignant ainsi les progrès dans les stratégies de réduction^{de dose 16}. Collectivement, ces résultats soutiennent l’adoption de protocoles d’imagerie optimisés pour minimiser le risque de radiation après l’implantation cochléaire. Une étude récente a proposé l’ABF guidé par rayons X comme alternative réalisable pour traiter l’exposition aux radiations associée au CT¹⁷. Par conséquent, cette étude vise à étudier la première applicabilité de l’ABF guidé par rayons X chez les receveurs de CI.

Protocole

Cette étude a été menée conformément aux normes éthiques de l’institution affiliée et a reçu l’approbation du Conseil d’Éthique Institutionnelle (Réf. n° 23/0605/IRB). Un consentement éclairé écrit a été obtenu de tous les participants avant l’inscription. La confidentialité des participants et la sécurité des données ont été assurées tout au long de l’étude. Le logiciel utilisé est listé dans le tableau des matériaux.

1. Recrutement de participants

1. Identifier les receveurs de CI avec des images radiographiques post-opératoires adéquates et des dossiers audiologiques complets. Assurez-vous que tous les receveurs d’IC inclus ont également subi un scanner préopératoire pour calculer la CDL et évaluer l’anatomie cochléaire avant l’implantation.
   1. Confirmer que les participants présentent une anatomie cochléaire normale, définie comme l’absence de malformations et de tournures cochléaires patentes, comme attesté par des examens d’imagerie préopératoires et des notes chirurgicales.
   2. Examinez les dossiers cliniques pour confirmer l’éligibilité à l’ABF. L’imagerie post-opératoire repose uniquement sur la radiographie pour la vérification par électrodes ; de scanners post-opératoires supplémentaires ne sont pas nécessaires.
2. Obtenez votre consentement.
   1. Expliquez clairement les objectifs de l’étude et le processus ABF guidé par rayons X à chaque participant ou tuteur.
   2. Obtenez un consentement éclairé écrit avant de commencer la collecte des données.

2. Acquisition postopératoire de radiographies et préparation d’image

1. Prenez des images aux rayons X.
   1. Planifiez une radiographie transorbitale standardisée (vue modifiée de Stenver) pour chaque receveur d’IC au service de radiologie.
   2. Positionnez la tête pour que l’ensemble de la matrice d’électrodes soit visible.
2. Préparez des images.
   1. Enregistrez les images aux rayons X au format DICOM.
   2. Téléchargez les images dans le logiciel de planification (OTOPLAN en coopération avec MED-EL).
      REMARQUE : Selon MED-EL, la profondeur d’insertion minimale nécessaire pour activer l’ABF se produit lorsque l’électrode la plus apicale (E1) correspond à une fréquence proche de 340 Hz, ce qui correspond à un angle d’insertion d’environ 540°, soit 1,5 tour cochléaire. Dans les cochlées plus petites, la matrice d’électrodes FLEX28 peut supporter l’ABF en fournissant une couverture cochléaire suffisante pour permettre une cartographie fréquentielle précise. Par ailleurs, les réseaux d’électrodes FLEXSOFT et STANDARD sont généralement considérés comme des candidats optimaux pour l’ABF, car ils atteignent généralement une couverture cochléaire quasi complète jusqu’à environ 720°, avec des fréquences E1 allant d’environ 100 à 185^{Hz 18}.

3. Marquage anatomique et identification des électrodes

1. Marquez les repères anatomiques.
   1. Dans le logiciel de planification, utilisez les outils pointeurs pour sélectionner la fenêtre ronde et le centre cochléaire comme points de référence anatomiques.
   2. Vérifiez que ces repères sont correctement placés avant de passer à l’identification par électrode.
2. Identifiez les contacts des électrodes.
   1. Étiquetez manuellement chaque contact d’électrode visible dans l’ordre (par exemple, C.01-C.12) en utilisant la fonction de cartographie des électrodes du logiciel.
   2. Vérifiez la commande et les positions avec la documentation du fabricant ou les notes chirurgicales.

4. Calcul des paramètres cochléaires et allocation de fréquence

1. Générez des paramètres anatomiques.
   1. Calculez la CDL pour chaque participant à l’aide de scanners CT préopératoires. Déterminez l’AID pour chaque contact d’électrode à l’aide d’images radiologiques post-opératoires et d’un logiciel de planification en identifiant les principaux repères anatomiques (modiolus, fenêtre ronde et contacts d’électrode).
   2. Activez la fonction Greenwood dans le logiciel pour dériver la TF pour chaque contact électrode.
2. Exportez un jeu de données ABF.
   1. Utilisez les paramètres anatomiques calculés à l’étape 4.1 (CDL et AID pour chaque contact d’électrode), ainsi que les repères anatomiques manuellement identifiés, le modiole, la fenêtre ronde et les positions de contact des électrodes comme données d’entrée pour le logiciel OTOPLAN. Appliquer la fonction de Greenwood dans OTOPLAN pour estimer la fréquence des positions cochléaires pour chaque contact d’électrode et générer des cartes ABF individualisées pour chaque patient.
   2. Exportez les valeurs de fréquence ABF résultantes sous forme de fichier de données compatible (par exemple, CSV ou Excel) pour importation dans le logiciel de programmation CI (MAESTRO).
3. Importez dans un logiciel de programmation.
   1. Lancez le logiciel de programmation CI.
   2. Naviguez vers la section cartographie ou allocation de fréquence.
4. Appliquer la cartographie ABF
   1. Téléchargez le fichier de fréquence ABF sur la carte du patient, en vous assurant que tous les canaux correspondent aux cibles tonotopiques calculées.
   2. Enregistrez ce paramètre comme un nouveau programme.
      REMARQUE : Une pause peut être prise ici avec la reprise de la reprogrammation et l’activation de l’appareil lors de la prochaine visite clinique si nécessaire.

5. Calcul du décalage fréquence/lieu

1. Calculez le décalage.
   1. Enregistrez les fréquences DF, ABF et TF pour chaque contact d’électrode.
   2. Calculez le décalage en demi-tons pour DF et ABF à l’aide de la formule suivante :
      n = 12 × log₂ (fréquence programmée / TF)
2. Préparez le jeu de données.
   1. Saisissez les valeurs de désappariement, ainsi que les données démographiques et anatomiques, dans un tableau pour une analyse ultérieure.

6. Analyse statistique

1. Évaluer la normalité des données.
   1. Utilisez le test de Shapiro-Wilk pour évaluer la distribution de chaque variable de l’ensemble de données.
2. Comparez entre DF et ABF.
   1. Utilisez le test t par paires pour les données normales, ou le test de Wilcoxon signed-rank pour les données non normales, afin de comparer le désaccord entre DF et ABF.
3. Analysez la corrélation de profondeur d’insertion.
   1. Calculez la corrélation de Pearson ou Spearman entre AID et un décalage de demi-ton.
   2. Visualisez les résultats avec des nuages de points.

7. Sécurité et confidentialité

1. Minimisez l’exposition aux radiations.
   1. Utilisez la dose raisonnable la plus faible et assurez-vous d’un protège-thyroïde et du corps lors de l’imagerie, surtout pour les enfants.
2. Protégez les données.
   1. Stockez toutes les données en toute sécurité sur des serveurs approuvés par l’institution.
   2. Désidentifier toutes les informations du patient avant analyse ou partage.

8. Dépannage

1. Défaillance de l’importation logicielle
   1. Confirmez que les fichiers exportés sont compatibles avec le format requis par le logiciel de programmation.
2. Visibilité incomplète des électrodes
   1. Ajustez les réglages des rayons X ou acquérez une vue supplémentaire si nécessaire pour plus de clarté.

Résultats

Les participants étaient 4 utilisateurs bilatéraux d’IC et 8 utilisateurs unilatéraux d’IC, soit un total de 16 oreilles. L’âge moyen à l’implantation était de 17,0 ± 16,7 ans. Voir le tableau 1 pour la démographie des participants. La figure 1A compare les fréquences centrales de l’ABF, du DF et du TF entre les contacts des électrodes (C.01 à C.12). Les fréquences ABF correspondent étroitement aux fréquences TF, sauf dans la région basale, où il existe une distinction claire entre TF et DF. Les ABF et TF montrent l’alignement le plus proche dans la plage de fréquences centrales.

Une analyse plus approfondie de l’AID tonotopiquement (Figure 1B) a montré une diminution constante de la base de la cochlée vers l’apex. Ce schéma est cohérent avec l’anatomie de la spirale cochléaire, où la région basale répond aux fréquences plus élevées, et la région apicale aux fréquences plus basses.

Pour les fréquences centrales moyennes calculées de chaque contact d’électrode, voir le tableau 2. Le décalage moyen absolu entre la fréquence et le lieu de la Forêt de Terre variait de 2,7 à 15,9 demi-tons, avec une valeur moyenne de 6,6 ± 5,6. L’ABF a alors réduit cette différence semitonale : le décalage moyen entre ABF et TF était de 2,6 ± 3,8 et variait entre 0,2 et 11,6 demi-tons. La comparaison statistique entre le décalage entre TF, ABF et DF a montré une différence significative (Figure 2A).

Comme le montre la Figure 2B , la visualisation graphique de la différence semi-tonale a révélé un décalage plus important entre la DF et la TF comparée à la discordance entre ABF et TF, étant donné que la TF est la référence. Les différences des deux groupes étaient plus significatives dans les contacts des électrodes apicales et mineures dans les électrodes basales. Le décalage le plus significatif a été trouvé chez les contacts C03 et C04. Les raisons de ces désaccords, notamment pour les électrodes C03 et C04 dans certains cas de patients, sont principalement dues à des différences individuelles dans l’anatomie cochléaire, telles que la taille et la forme, qui influencent la profondeur et l’emplacement des électrodes. La technique chirurgicale et le positionnement des électrodes jouent également un rôle, car de légères variations peuvent entraîner des variations dans l’adaptation de fréquence.

L’analyse de corrélation a montré des relations négatives fortes et significatives entre l’AID de chaque groupe et ses décalages de demi-tons (ABF et DF). Cependant, cette association était beaucoup plus robuste avec le DF, comme le montre la Figure 3A . Le coefficient de corrélation de Pearson dans le groupe ABF était (r = -0,68) comparé à (r = -0,81) dans le groupe DF. La relation entre les deux groupes était linéaire, ce qui indique que des profondeurs d’insertion plus élevées correspondent à moins de décalages dans le placement des fréquences.

L’analyse des différences de fréquence absolue entre la DF et l’ABF par rapport à la TF moyenne à chaque contact d’électrode a montré que la plage de fréquences la plus élevée allait de 1976 à 4779 Hz. Cette répartition correspond à la région centrale de la cochlée. De plus, cette zone a montré la plus grande variabilité entre les différents participants, comme le montre la Figure 3B. L’examen du décalage fréquence-lieu entre la carte actuelle ABF et la carte DF sans prendre en compte la TF a révélé une diminution significative (en demi-tons) après le passage des participants à ABF. De plus, comparé à la TF à chaque contact d’électrode, il y avait un plus grand décalage avec DF qu’avec ABF. Pour l’ABF, les plus grands désaccords apparents ont été observés aux premier et deuxième virages : Do3 (8,4 ± 3,9 demi-tons) et Do4 (8,3 ± 3,3 demi-tons) (voir Figure 4A). L’analyse des demi-tons fréquence/lieu de chaque participant a identifié des incompatibilités apparentes dans les cas 7, 9 et 13 (Figure 4B).

Figure 1 : Comparaison de l’allocation de fréquence et des angles d’insertion des électrodes. (A) Les fréquences centrales attribuées par ABF, DF et la fréquence tonotopique (TF) sont indiquées pour chaque contact d’électrode (C01-C12). ABF démontre un alignement plus proche de TF que de DF à travers la matrice d’électrodes. (B) Angle d’insertion mesuré pour chaque contact d’électrode basé sur la radiographie post-opératoire, illustrant la progression angulaire de la base à l’apex de la cochlée. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Figure 2 : Désaccord fréquence-lieu entre stratégies d’ajustement. (A) Les valeurs de désaccord fréquence-lieu pour DF et ABF sont affichées entre les contacts d’électrodes. L’ABF entraîne un décalage plus faible que le DF dans la plupart des contacts. (B) Valeurs de désaccord pour DF et ABF tracées avec TF comme référence. L’ABF présente un décalage réduit et plus uniforme par rapport à DF, en particulier aux contacts apicaux. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Figure 3 : Relation entre la profondeur d’insertion et le décalage de fréquence. (A) Corrélation entre AID et décalage de fréquence en demi-tons pour DF et ABF. Les deux méthodes révèlent des corrélations négatives, mais l’ABF présente une variabilité plus faible du désappariement. (B) Différences absolues entre les fréquences DF et ABF par rapport à la TF moyenne pour chaque contact. Les oreilles individuelles sont annotées par couleur, mettant en évidence la variabilité entre les patients. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Figure 4 : Désaccord fréquence-lieu basé sur le cas et le contact. (A) Valeurs de désaccord fréquence-lieu pour DF et ABF montrées pour chaque contact d’électrode à travers la cohorte. (B) Valeurs de demi-tons fréquence/position pour chaque cas sur la matrice d’électrodes, illustrant la variabilité individuelle du désadaptement. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Tableau 1 : Démographie des participants et caractéristiques cliniques de base pour tous les receveurs d’implants cochléaires (N = 16 oreilles). Veuillez cliquer ici pour télécharger ce tableau.

Tableau 2 : Analyse comparative entre la fréquence de placement des désaccords pour DF et ABF par rapport à TF pour tous les contacts d’électrodes. ** pour 0,01 > p ≥ 0,001, et *** pour p <0,001. Veuillez cliquer ici pour télécharger ce tableau.

Discussion

La diversité anatomique de la cochlée et la variabilité des longueurs des réseaux d’électrodes CI peuvent entraîner un décalage entre la fréquence et le lieu, affectant négativement la reconnaissance vocale et la performance de l’IC^19,20. De plus, l’utilisation de l’ABF peut réduire efficacement le décalage entre fréquence et lieu et améliorer la reconnaissance^{vocale 7,12}. Cependant, l’utilisation de l’ABF est limitée par le besoin de scanners CT haute résolution, qui sont coûteux, chronophages et exposent le récepteur de l’IC à des^{radiations 10}. La présente étude a examiné si l’ABF guidé par rayons X minimise efficacement le décalage entre la fréquence et le lieu et améliore la reconnaissance vocale. Les résultats démontrent que l’ABF guidé par rayons X est plus efficace que le DF pour réduire les incompatibilités fréquence-lieu, avec un décalage moyen significativement moindre. L’analyse a également mis en lumière l’importance de sélectionner correctement la longueur des électrodes afin de minimiser les décalages entre différents contacts d’électrode.

Une découverte clé de l’étude est que le décalage moyen entre fréquence et lieu est significativement plus faible avec l’ABF qu’avec la DF. L’ABF a entraîné un décalage moyen absolu entre la fréquence et le lieu (2,6 ± 3,8) que le DF (6,6 ± 5,6). Les fréquences ABF étaient plus proches de la fréquence tonotopique (TF) dans la plage de fréquences basses et presque équivalentes à la TF dans la gamme moyenne. En revanche, les fréquences pour DF et ABF étaient similaires dans la région des hautes fréquences. Cette constatation indique que l’ABF était plus précise que la DF pour faire correspondre les composantes fréquentielles du son entrant aux contacts d’électrodes appropriés le long de la cochlée. Ces résultats s’alignent avec des recherches antérieures montrant que la FA guidée par le CT améliore la précision de la programmation des implants cochléaires. Une étude précédente a montré que l’ABF réduisait substantiellement le décalage entre fréquence et lieu par rapport à DF, obtenant une diminution de 20,7^{% 12}. De même, une autre étude a rapporté que la FA guidée par le scanner réduisait significativement le décalage entre la fréquence et le lieu. Ces résultats suggèrent que l’ABF guidé par rayons X est aussi efficace que l’ABF¹¹ basé sur un scanner.

De telles découvertes ont des implications cliniques directes, car le décalage entre fréquence et lieu peut nuire à la performance de l’IC. Une étude a démontré une corrélation significative entre le décalage fréquence-lieu à 1 500 Hz et la réduction des scores monosyllabiques jusqu’à 6 mois après^{l’implantation 6}. De même, une autre étude a trouvé une corrélation significative entre un décalage fréquence-lieu (allant de 0,469 à 1,604 octave) et la discrimination du discours dans le bruit après 6 mois d’utilisation de l’IC. Cependant, cet effet a diminué après 6 à^{12 mois 8}.

La différence semi-tonale rapportée dans la présente étude peut être considérée comme mineure ou non cliniquement significative à certaines fréquences dans l’échantillon examiné. Cela pourrait être lié à la planification préopératoire et au choix des réseaux d’électrodes couvrant une portion appropriée de la cochlée. Des recherches antérieures ont souligné l’importance de la couverture cochléaire pour réduire le décalage entre la fréquence^{et le lieu 8}. Par exemple, une étude précédente avait montré que des réseaux d’électrodes plus longs étaient associés à de meilleurs résultats de perception de la parole dans le silence et le bruit, probablement en raison d’une couverture cochléaire^{accrue 21}.

La présente étude a montré que la profondeur d’insertion de la matrice d’électrodes était un indicateur significatif du décalage fréquence-lieu, les insertions plus profondes entraînant un décalage plus faible. L’analyse de corrélation a démontré de fortes corrélations négatives à travers tous les contacts d’électrodes entre les déplacements AID et semitons (ABF et DF) de chaque groupe. Cette association était nettement plus forte avec l’ABF. Cette découverte s’inscrit dans la concordance avec des études antérieures, qui ont étudié la relation entre la longueur cochléaire, l’angle d’insertion et le décalage tonotopique chez 106 receveurs d’implant^{cochléaire 22}. Selon la carte de Greenwood, ils ont rapporté un décalage tonotopique sur toutes les cochlées, allant de -10 à -16 demi-tons, avec moins de décalage chez les cochlées de petite et moyenne taille que chez les grandes. Les auteurs attribuaient cette différence à la longueur de la cochlée par rapport à la longueur de l’électrode plutôt qu’à la longueur absolue de la cochlée. Des études récentes ont rapporté des résultats similaires, tels qu’un angle d’insertion accru du contact de l’électrode la plus apicale, associé à une différence plus faible entre le décalage par défaut et le décalage^{ABF 12}. Cependant, au sein de chaque participant, les cartes ABF montraient moins de désaccords que les cartes DF. Il reste à déterminer quelle plage de profondeur d’insertion l’ABF est la plus utile. Néanmoins, ces résultats ont des implications importantes pour la programmation de l’IC et soulignent la nécessité d’un ajustement individualisé basé sur l’anatomie cochléaire du destinataire. L’ABF guidé par rayons X peut être particulièrement bénéfique dans les cas où la profondeur d’insertion des réseaux d’électrodes peut aider à minimiser le décalage entre fréquence et lieu et améliorer les résultats de reconnaissance vocale.

Les résultats de la présente étude ont montré que le décalage fréquence-lieu variait selon les différents contacts d’électrodes, le décalage le plus significatif se produisant dans les électrodes apicales, en particulier dans les contacts C03 et C04. Ces résultats correspondent à une étude précédente qui avait rapporté des résultats similaires pour des contacts spécifiques à électrodes mais différaient de ceux des autres^{contacts 22}. La variabilité a été observée dans les fréquences centrales estimées par la méthode ABF par rapport aux fréquences par défaut utilisées pour différents contacts d’électrodes et participants. Cela met en lumière la nécessité de méthodes individualisées d’allocation de fréquence pour améliorer la précision de l’ajustement des implants cochléaires. L’analyse des différences de fréquence entre ABF et DF par rapport à la TF a révélé une différence plus significative entre 1976 Hz et 4779 Hz. Cela suggère que l’ABF était plus efficace dans cette région, qui se trouve près du milieu de la cochlée. Il est également possible que le décalage dans cette zone soit très élevé avec DF, ce qui pourrait expliquer la différence plus significative observée. Enfin, l’examen de la carte ABF et de sa déviation par rapport au DF a révélé le décalage le plus significatif dans les contacts d’électrodes 3 et 4. L’emplacement de ces contacts dans la cochlée, le DIA, ou la méthode actuelle d’allocation de fréquence par défaut pourrait expliquer cela. Dans l’ensemble, ces résultats suggèrent qu’il y a encore une marge d’amélioration dans l’ajustement de l’IC, notamment pour réduire le décalage fréquence-lieu dans les contacts apicaux.

Bien que l’étude offre des informations précieuses sur l’ABF guidé par rayons X comme alternative à l’ABF guidé par CT, sa petite taille d’échantillon peut limiter la pertinence des résultats et réduire la puissance statistique pour détecter des différences ou associations significatives. Pour y remédier, une analyse de puissance post-hoc a été réalisée. Pour la taille d’effet observée (d de Cohen = 1,13) en comparant le décalage absolu global de fréquence entre l’ajustement par défaut (6,6 ± 5,6 demi-tons) et l’ABF (2,6 ± 3,8 demi-tons), l’échantillon de 16 oreilles fournissait 98,8 % de puissance à un niveau de signification de 5 % pour détecter une différence réelle. Cela indique que, malgré le petit échantillon, les différences observées sont probablement statistiquement robustes.

L’accent a principalement été mis sur l’impact de l’ABF guidé par rayons X sur le décalage fréquence-lieu, sans évaluer d’autres facteurs critiques tels que la perception de la parole, la qualité sonore ou les résultats rapportés par les patients. Par conséquent, de futures études avec des échantillons plus grands intégrant à la fois des mesures objectives et subjectives sont nécessaires pour approfondir l’ABF guidé par rayons X. Des recherches récentes suggèrent que les cartes tonotopiques in vivo dérivées de l’électrocochléographie pourraient fournir des estimations fréquence-lieu plus précises que celles générées à partir des cartographies cochléaires par défaut, et devraient être prises en compte dans de futures recherches^23,24. De plus, l’enregistrement de la radiographie post-opératoire avec un scanner préopératoire pourrait être exploré afin d’améliorer davantage la précision de l’estimation de^{l’AID 25}.

En conclusion, la présente étude a démontré que l’ABF guidé par rayons X pouvait minimiser le décalage entre la fréquence et le lieu chez les receveurs/utilisateurs de CI. Les résultats ont montré une diminution significative du décalage moyen avec ABF par rapport à la méthode DF. L’analyse a mis en avant un écart important entre la fréquence et la position dans plusieurs contacts d’électrodes, en particulier dans les électrodes basales. Cela suggère que l’ABF pourrait être bénéfique dans cette région. De plus, la recherche a mis en lumière la nécessité de sélectionner la bonne longueur pour la matrice d’électrodes afin de diminuer la divergence. Les modèles de régression ont montré que plus l’insertion est profonde, plus le décalage est faible, ce qui indique qu’une estimation précise de la CDL est cruciale pour une programmation optimale de l’IC. Cependant, d’autres études avec des échantillons plus importants et des suivis à long terme sont nécessaires pour confirmer les bénéfices de l’ABF guidée par rayons X en pratique clinique.

Matériaux

Liste des matériaux utilisés dans cet article

Nom	Entreprise	Numéro de catalogue	Commentaires
Fonction de Greenwood	Modèle mathématique pour la cartographie tonotopique cochléaire	Intégré dans le logiciel OTOPLAN	Calcul de la fréquence transposée (TF) (Étape 4.1.1)
Logiciel MAESTRO	Logiciel de programmation pour implants cochléaires	MED-EL GmbH (Innsbruck, Autriche)	Importation de fréquences ABF et programmation CI (Step 4.3 & ndash ; 4.4)
Réseau d’électrodes MED-EL FLEX26	Électrode d’implant cochléaire de 26 mm	MED-EL GmbH (Innsbruck, Autriche)	Implantation cochléaire (Tableau 1)
Réseau d’électrodes MED-EL FLEX28	Électrode d’implant cochléaire de 28 mm	MED-EL GmbH (Innsbruck, Autriche)	Implantation cochléaire (Tableau 1)
Logiciel OTOPLAN	Logiciels de planification chirurgicale et d’analyse d’électrodes	CAScination AG (Berne, Suisse) en coopération avec MED-EL (Innsbruck, Autriche)	Marquage anatomique, identification d’électrodes, calcul CDL et AID, génération de cartes ABF (étapes 3, 4)