Application de la stimulation intentionnelle du nerf facial pendant l'implantation cochléaire comme outil électrophysiologique pour estimer la position de l'électrode intracochléaire

Rapports scientifiques volume 12, Numéro d'article : 13426 (2022) Citer cet article

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Cette preuve de concept décrit l'utilisation de l'activation électromyographique évoquée (EMG) du nerf facial pour la surveillance peropératoire de l'insertion de l'électrode pendant l'implantation cochléaire (IC). Des mesures EMG peropératoires du nerf facial ont été réalisées chez neuf patients subissant une implantation CI. Des impulsions de courant électrique ont été émises à partir des contacts sur le réseau CI pendant et immédiatement après l'insertion de l'électrode. Pour le contrôle, les résultats des mesures EMG ont été comparés aux tomodensitogrammes postopératoires en volume à écran plat avec reconstruction secondaire (fpVCTSECO). Lors de l'insertion, la réponse EMG évoquée par la stimulation électrique de l'IC augmentait avec le contact stimulant s'approchant du nerf facial et diminuait avec l'augmentation de la distance. Après insertion complète, les contacts sur la moitié apicale du réseau CI ont stimulé des réponses EMG plus élevées par rapport à ceux de la moitié basale. La comparaison avec l'imagerie postopératoire a démontré que les contacts d'électrode stimulant des réponses EMG élevées avaient les distances les plus courtes avec le nerf facial. Il a pu être démontré que l'activation EMG évoquée électriquement du nerf facial peut être utilisée pour surveiller la progression pendant l'insertion de l'électrode CI et pour contrôler la position de l'électrode intracochléaire après l'insertion complète.

L'implantation cochléaire (IC) s'est développée comme la méthode de rééducation la plus efficace pour les patients présentant des degrés élevés de perte auditive au cours des dernières décennies1. La condition préalable à une bonne compréhension de la parole est la position correcte de l'électrode dans la cochlée. Ainsi, un placement intracochléaire défavorable de l'électrode comme une luxation ou un repli de la pointe doit être évité, car cela conduira à une stimulation inappropriée des structures neuronales dans la cochlée2,3. Dans une étude récente, il a été décrit qu'une position incorrecte des électrodes, comme une insertion incomplète ou un vrillage, se produit plus souvent dans les électrodes flexibles droites, tandis que le repliement de la pointe des électrodes peut plus souvent être détecté dans les électrodes préformées4. D'autre part, le positionnement correct de l'électrode en combinaison avec une sélection anatomique de la stimulation de l'électrode peut conduire à une meilleure compréhension de la parole, puisqu'une couverture cochléaire optimisée peut être obtenue5,6,7,8,9,10. Pour contrôler la position de l'électrode, différentes techniques sont disponibles soit en temps réel pendant l'insertion, soit après le processus d'insertion. Un contrôle en temps réel est possible grâce à l'imagerie peropératoire. La seule technique capable de détecter directement la position des électrodes est la fluoroscopie11,12,13. Les inconvénients de cette technique sont que le scan doit être effectué dans la projection de Stenver et l'exposition aux rayonnements ionisants au moins pour le chirurgien et le patient. De plus, une surveillance en temps réel du processus d'insertion des électrodes est possible par électrocochléographie (ECochG). Pendant l'enregistrement ECochG des signaux émis via les cellules ciliées et les fibres nerveuses auditives, la position relative de l'électrode peut être mesurée14. L'augmentation des amplitudes de signal dans les enregistrements ECochG intracochléaires a pu être observée lors de l'insertion de l'électrode CI15. Cependant, comme les enregistrements ECochG dépendent des réponses de la fonction auditive résiduelle de la cochlée14, les patients peuvent montrer différents modèles de comportement du signal16 empêchant l'utilisation d'ECochG comme outil pour localiser la position du réseau CI.

Différents outils ont été développés pour détecter en peropératoire la luxation ou la mauvaise position des électrodes, soit en utilisant des interactions électrode-neuronales, soit en utilisant des systèmes qui utilisent l'activité électrique de l'implant. Par la mesure des potentiels d'action composés induits électriquement, l'emplacement scalaire17 et un repliement de la pointe18 peuvent être détectés. De plus, les impédances19 ou la dispersion des excitations20 peuvent être utilisées pour détecter une position d'électrode défavorable. Après l'insertion ou après l'opération, l'imagerie radiologique est normalement utilisée pour examiner la position de l'électrode. Divers systèmes sont disponibles, qui utilisent principalement des rayonnements ionisants pour contrôler la position des électrodes3,10,11, mais des recherches sont en cours pour utiliser l'imagerie par résonance magnétique (IRM) pour le contrôle après l'implantation cochléaire21.

La surveillance du nerf facial (FNM) est largement utilisée dans les interventions neurochirurgicales22, neurotologiques23,24 et autres interventions de la tête et du cou, telles que la chirurgie parotidienne25. Par FNM, l'activité électromyographique (EMG) des muscles innervés par le nerf facial est surveillée pour mesurer indirectement la fonction du septième nerf crânien. Dans l'IC, la FNM est largement utilisée pour éviter les lésions nerveuses involontaires lors du forage dans la mastoïde et la tympanotomie postérieure26, mais dans certaines études, il a été démontré que l'application de la FNM ne réduit pas le risque de lésion du nerf facial27. Le FNM est également utilisé pour la navigation dans l'implantation cochléaire robotique28.

Les CI peuvent en principe stimuler électriquement le nerf facial. Cet effet est à la base de la stimulation postopératoire du nerf facial (FNS), un effet secondaire rare mais indésirable de l'implantation cochléaire. Les symptômes typiques causés par le FNS sont des contractions involontaires des muscles faciaux ou même des spasmes douloureux des muscles faciaux29. Le FNS postopératoire peut être facilité par un certain nombre d'affections connues, telles que l'otosclérose30,31, les malformations cochléaires32 ou dans les cas où l'épaisseur osseuse est significativement réduite séparant le tour basal supérieur de la cochlée et le segment labyrinthique du nerf facial33,34.

Les résultats d'un modèle informatique de Frijns et al.35 suggèrent que l'otosclérose peut faire en sorte que le seuil de stimulation du nerf facial se situe dans la plage dynamique électrique de l'utilisateur d'IC. Le FNS survenant après l'implantation peut être réduit en utilisant une stimulation par impulsion triphasique36,37, un repositionnement des électrodes, un changement de type d'implant ou enfin une explantation38. D'autre part, le FNS peut théoriquement être déclenché chez n'importe quel utilisateur d'IC si des niveaux de stimulation suffisamment élevés sont appliqués36. Cependant, comme ces niveaux de stimulation sont supérieurs au niveau sonore maximal confortable chez les utilisateurs d'IC qui ne présentent pas les conditions décrites précédemment, ils ne peuvent être appliqués que chez des sujets anesthésiés.

Étant donné que toutes les mesures mentionnées précédemment pour contrôler le positionnement intracochléaire de l'électrode présentent des inconvénients, il existe toujours une demande d'outils supplémentaires pour fournir au chirurgien une rétroaction en temps réel pendant la procédure d'implantation. Dans ce but, le but de la présente étude était de développer une nouvelle technique électrophysiologique. À cet égard, le FNS, qui est normalement considéré comme un effet secondaire indésirable de l'IC, a été intentionnellement évoqué pendant la chirurgie et évalué pour son applicabilité à l'estimation de la position de l'électrode.

L'hypothèse de base est que le signal EMG induit par la stimulation des contacts d'électrodes à proximité immédiate du nerf facial est différent des contacts d'électrodes distants. Ainsi, les différents signaux peuvent éventuellement être utilisés pour estimer la distance relative du contact d'électrode respectif au nerf facial. Pour tester cela, un concept a été développé dans lequel le contact d'électrode le plus apical a été utilisé pour le FNS lors de l'insertion. Hypothétiquement, le signal EMG augmentera en temps réel, lorsque le contact de l'électrode se rapprochera du nerf facial dans sa partie labyrinthique. Après avoir passé le nerf facial et pendant l'augmentation de la distance, le signal EMG devrait diminuer. Par cette procédure, un passage du contact de l'électrode au niveau du nerf facial peut être mesuré, ce qui est un signe d'une progression relative de l'insertion. Après insertion complète, la stimulation est effectuée à partir de chaque contact d'électrode. Hypothétiquement, le signal EMG devrait être le plus élevé pour le contact d'électrode le plus proche du nerf facial. Ainsi, une carte peut être générée, qui montre la distance entre chaque contact et le nerf facial, qui pourrait être utilisée pour mesurer l'insertion complète.

L'étude a été réalisée chez 9 patients adultes (ci-après dénommés sujets et abrégés en S1 à S9), qui ont subi une implantation cochléaire au Département d'oto-rhino-laryngologie, de chirurgie plastique, esthétique et reconstructive de la tête et du cou de l'Université de Wuerzburg. Sept femmes et 2 hommes ont été inclus, âgés de 29 à 84 ans (moyenne = 53,67, SD = 22,72) ans (voir le tableau 1 pour les détails démographiques). Tous les sujets remplissaient l'indication d'implantation cochléaire selon la directive allemande Sk2 pour l'implantation cochléaire et ont été implantés avec un système d'implant cochléaire SNYCHRONY2® du fabricant MEDEL GmbH (Innsbruck, Autriche). Ce fabricant propose une gamme de types d'électrodes avec différentes longueurs de réseau pour fournir un ajustement optimal de l'implant à l'anatomie du patient. Les sujets participants ont été implantés avec 4 types d'électrodes différents (voir tableau 1). Le tableau 2 répertorie les types d'électrodes utilisés, leur longueur de matrice respective et l'espacement entre les contacts individuels. Dans la présente étude, les contacts d'électrodes sur les réseaux ont été numérotés d'apical à basal par ordre croissant.

L'étude a été réalisée suite à la déclaration d'Helsinki et approuvée par le comité d'éthique de l'Université de Wuerzburg (315/15_z). Avant la chirurgie, tous les sujets ont été informés de l'étude et ont donné leur consentement éclairé écrit.

La configuration expérimentale (voir Figure 1) était basée sur les systèmes introduits par Bahmer et al.36. Il se composait d'un boîtier d'interface de recherche 2 (RIB2; Département de physique des ions et de physique appliquée de l'Université d'Innsbruck, Autriche) et d'un amplificateur de biosignal g.USBamp (g.tec GmbH, Schiedlberg, Autriche) connecté à un ordinateur portable (processeur Intel Dual Core 2,5 GHz et 8 Go de RAM). Tous les paramètres de stimulation et d'enregistrement ont été contrôlés via une interface utilisateur graphique programmée avec le logiciel Matlab R2017b (The MathWorks Inc., Natick, USA). Le RIB2 a converti les paramètres de stimulation en commandes qui ont été envoyées au CI du sujet via une bobine émettrice télémétrique. L'amplificateur de biosignal a enregistré la réponse EMG aux impulsions de stimulation via des électrodes-aiguilles sous-cutanées, qui ont été insérées ipsilatéralement dans deux groupes différents de muscles innervés par le nerf facial. Le canal EMG enregistrant l'activité EMG du M. orbicularis oculi a mesuré les différences de potentiel entre une électrode au-dessus du sourcil et une au-dessous de l'œil. Les électrodes du canal enregistrant l'activité EMG du M. orbicularis oris ont été insérées au-dessus de la lèvre supérieure et en dessous de la lèvre inférieure. Les électrodes de référence ont été placées dans des zones inactives sur le front et le menton. Il a été vérifié que toutes les impédances étaient inférieures à 5 kΩ. Pour synchroniser la stimulation et les enregistrements EMG, le RIB2 émettait un signal de déclenchement au début de chaque impulsion. Le signal de déclenchement a été transmis à une entrée de l'amplificateur de biosignal. Les entrées de l'amplificateur de biosignal ont été échantillonnées à une fréquence de 38,4 kHz. Les signaux numérisés étaient stockés sur le disque dur de l'ordinateur.

Configuration expérimentale pour les enregistrements EMG peropératoires. La configuration consistait en un PC pour la stimulation et le contrôle des mesures, une interface CI de recherche (RIB2) pour la stimulation et un amplificateur de biosignal g.USBamp pour enregistrer deux canaux EMG.

La stimulation consistait en des impulsions biphasiques avec une phase d'avance cathodique appliquée en mode monopolaire. La durée de phase de chaque impulsion a été fixée à 150 µs et l'écart interphase à 2,1 µs. Pour chaque mesure, 2 impulsions consécutives ont été émises avec un rythme de 100 impulsions par seconde.

La procédure pour mesurer l'insertion de l'électrode en temps réel comprenait les étapes suivantes : tout d'abord, le chirurgien a inséré deux contacts d'électrode dans l'échelle tympanique et a fait une pause pendant que le conducteur de test a commencé la stimulation à partir du contact le plus apical avec un niveau de courant faible. Si le niveau de courant appliqué n'évoquait pas une réponse EMG, le niveau de courant a été soigneusement augmenté jusqu'à ce qu'une réponse EMG soit enregistrée qui était juste discernable visuellement à partir du bruit de fond de l'amplificateur de biosignal. L'étape suivante consistait pour le chirurgien à poursuivre l'insertion par les deux contacts d'électrode suivants, puis à faire une pause. Pendant la pause, la stimulation a été effectuée avec le niveau de courant déterminé dans la première étape et la réponse EMG correspondante a été mesurée. Cette étape a été répétée pour deux contacts d'électrode à la fois jusqu'à ce que l'insertion complète de l'électrode soit atteinte. La figure 2 décrit trois étapes clés théoriques de la procédure de mesure lors de l'insertion par étapes. Dans la figure 2A, seul un petit nombre de contacts d'électrode sont insérés dans la cochlée. La distance entre le contact le plus apical et le nerf facial est encore grande, ainsi la stimulation n'évoque que des réponses EMG mineures. Dans la figure 2B, l'insertion a déjà avancé. En raison de la proximité immédiate, le contact le plus apical peut stimuler le nerf facial le plus efficacement et évoquer une réponse EMG élevée. Dans la figure 2C, le contact le plus apical a déjà dépassé le nerf facial et la distance entre les deux augmente à nouveau. En conséquence, la stimulation perd de son efficacité et la réponse EMG diminue à chaque pas d'insertion.

Illustration schématique des mesures en temps réel. L'activité EMG est enregistrée lors de l'insertion par étapes du réseau d'électrodes de l'implant cochléaire. Les panneaux (A, B et C) illustrent trois étapes différentes de la procédure de mesure. Le nerf facial est désigné par l'abréviation FN.

Après l'insertion complète de l'électrode, une stimulation a été effectuée à partir de chaque contact d'électrode sur le réseau et la réponse EMG ultérieure a été enregistrée à partir des deux canaux EMG. Pour chaque sujet, plusieurs séries de mesures avec différents niveaux de stimulation ont été effectuées pour obtenir des données avec un rapport signal/bruit optimal. Le niveau de courant utilisé pour les mesures en temps réel a été sélectionné comme valeur de départ. Si ce niveau de courant produisait également des réponses EMG claires à partir des contacts d'électrode individuels avec l'électrode complètement insérée, des niveaux de courant inférieurs étaient utilisés dans les cycles de mesure ultérieurs. Cependant, si ce niveau de courant ne provoquait aucune réponse EMG détectable, le niveau de courant était augmenté jusqu'à ce qu'une réponse détectable soit mesurée.

Pour le contrôle de l'insertion, des tomodensitométries volumiques à écran plat (fpVCT) ont été réalisées sur un système angiographique (Axiom Artis; Siemens Healthcare AG, Erlangen, Allemagne) avec le logiciel disponible dans le commerce Syngo DynaCT (Siemens Healthcare AG) résultant en une épaisseur de tranche de 466 µm. Par la suite, des reconstructions secondaires (fpVCTSECO) avec une épaisseur de coupe de 99 µm ont été créées39. Tous les tomodensitogrammes ont été convertis au format DICOM et importés dans le visualiseur d'images médicales open source Horos (version 3.3.5 ; Nimble Co LLC d/b/a Purview, Annapolis, Maryland, États-Unis). Tout d'abord, la "vue cochléaire"40 a été définie, qui est une vue axiale de la cochlée générée par rotation contre les trois axes du corps. Dans cette vue bidimensionnelle, la distance du nerf facial de l'électrode (EFND) pour chaque électrode a été mesurée entre le centre de l'artefact métallique et le centre du canal du nerf facial en coupe transversale. La figure 3A est une illustration schématique de la mesure EFND. La figure 3B est un exemple d'un scan fpVCTSECO en vue cochléaire illustrant les contacts d'électrode CI avec leur position sur le réseau, le nerf facial et l'EFND du numéro de contact d'électrode 3.

(A) Illustration schématique de la mesure de la distance du nerf facial de l'électrode avec codage couleur des distances relatives (rouge : distance la plus courte ; noir : distance la plus longue). (B) Exemple de mesure de la distance du nerf facial de l'électrode dans la vue cochléaire d'un scan fpVCTSECO. Les contacts d'électrode du CI sont numérotés dans l'ordre d'apical à basal. Le canal du nerf facial est marqué en jaune sur le scan. La ligne verte en pointillés symbolise la distance entre le centre du nerf facial et le numéro de contact de l'électrode 3.

Les données ont été analysées avec le langage de programmation pour le calcul statistique R (version 4.0.2) et l'environnement de développement intégré RStudio (version 1.3.1073). Le package ggplot2 (3.3.5) a été utilisé pour la représentation graphique des données. Afin d'étudier la corrélation entre les EFND et les amplitudes EMG normalisées, la corrélation de rang de Spearman non paramétrique a été calculée à l'aide du package de statistiques (4.0.2).

Comme on peut le voir sur la figure 4, fpVCTSECO des sujets implantés avec le type d'électrode Standard, FLEXsoft ou FLEX28 a montré l'EFND le plus court pour le numéro de contact d'électrode médiale 6. L'EFND le plus court de S8 et S9, tous deux implantés avec le type d'électrode courte FLEX24, a été mesuré pour les numéros de contact d'électrode 3 et 4, respectivement.

Distance du nerf facial de l'électrode en fonction du numéro de contact de l'électrode. Les distances ont été mesurées à partir de scans fpVCTSECO en vue cochléaire. Les couleurs correspondent aux différents types d'électrodes implantées.

Lors de l'insertion, un niveau de courant spécifique au sujet a été utilisé pour stimuler la réponse EMG. Le niveau actuel utilisé pour le sujet respectif peut être trouvé dans la deuxième colonne du tableau 3. La troisième colonne du tableau 3 contient le niveau de charge correspondant en unités de charge (QU), avec 1 QU correspondant approximativement à 1 nC.

Chez 8 des 9 sujets, une réponse EMG a été enregistrée en continu sur les deux canaux lors de l'insertion progressive de l'électrode. S2 a été exclu de l'analyse parce qu'aucune réponse EMG n'a pu être évoquée jusqu'à ce qu'un certain nombre de 6 contacts aient été insérés et donc aucune conclusion n'a pu être tirée sur la moitié du processus d'insertion. Chez le sujet S1, l'enregistrement a commencé alors que 4 contacts avaient déjà été insérés au lieu de deux. Les niveaux de charge utilisés lors de l'insertion variaient entre un minimum de 56,7 QU et un maximum de 92,138 QU avec une valeur moyenne de 67,331 QU.

À titre d'exemple, la figure 5 illustre les enregistrements EMG bruts pendant le processus d'insertion par étapes chez le sujet S3. Les rangées supérieure et inférieure montrent les courbes EMG pour les canaux EMG périoculaire et périoral respectivement. Le nombre de canaux actuellement insérés est indiqué par le nombre au-dessus de chaque graphique. Les courbes représentées sont la valeur moyenne des signaux EMG évoqués par les deux impulsions de stimulation consécutives. L'artefact de stimulation électrique causé par l'impulsion de stimulation peut être vu au début de chaque enregistrement. Dans le cas du canal EMG périoculaire, l'artefact est plusieurs fois l'amplitude de l'artefact du canal EMG périoral et est écrêté en raison de la mise à l'échelle de l'axe y choisie. La comparaison de l'amplitude des réponses EMG entre les deux canaux montre clairement que la force de réponse enregistrée avec le canal périoral était un multiple de l'amplitude dans le canal périoculaire. Au cours de l'insertion par étapes chez le sujet S3, on peut voir comment les amplitudes EMG dans les deux canaux augmentent à chaque étape jusqu'à ce qu'un certain nombre de 6 contacts d'électrode aient été insérés. Au fur et à mesure que l'insertion des contacts à 8 et 10 électrodes progresse, la réponse EMG diminue à nouveau, mais augmente une seconde fois à l'insertion complète des contacts à 12 électrodes. Dans le cas du canal périoculaire, la réponse EMG atteint son maximum à 6 contacts d'électrode insérés ; dans le cas du canal périoral, le maximum n'est atteint qu'à l'insertion complète.

Exemple d'enregistrement EMG brut lors de l'insertion d'électrodes chez le sujet S3. Pour chaque étape d'insertion, le niveau de courant de stimulation était de 378 CU. La rangée supérieure montre les enregistrements EMG de M. orbicularis oculi, la rangée inférieure de M. orbicularis oris. Le nombre de contacts actuellement insérés peut être lu sur la ligne numérique au-dessus du graphique. Chaque signal correspond à la moyenne des réponses EMG à deux impulsions de stimulation émises ultérieurement. Dans les deux canaux EMG, l'artefact de stimulation électrique causé par l'impulsion de stimulation peut être vu au début de chaque enregistrement. Dans le cas du muscle orbicularis oculi, l'artefact est plusieurs fois l'amplitude de l'artefact du muscle orbicularis et est donc écrêté dans cette représentation.

La force de la réponse EMG différait considérablement entre les sujets ainsi qu'entre les canaux EMG périoculaire et périoral. Ainsi, pour obtenir une meilleure comparabilité des résultats, les données de chaque sujet et de chaque canal EMG ont été normalisées. Le processus de normalisation a attribué la valeur 0 à la réponse EMG la plus faible et 1 à la réponse EMG maximale.

La figure 6 montre la réponse EMG normalisée lors de l'insertion par étapes pour les deux canaux EMG. À quelques exceptions près, les mesures des deux canaux EMG ont démontré une concordance stable pour l'ensemble des 8 sujets, une augmentation initiale et une diminution ultérieure de la réponse EMG normalisée peuvent être observées au fur et à mesure de l'insertion.

Réponses EMG normalisées lors de l'insertion d'électrodes par étapes chez 8 sujets. Les réponses EMG sont affichées en fonction du nombre de contacts d'électrode insérés. Les lignes pleines et pointillées correspondent respectivement aux canaux EMG périoculaire et périoral. La normalisation attribuait la valeur 0 à l'amplitude la plus faible et 1 à l'amplitude maximale.

La figure 6 montre que dans les cas de S1, S3 et S6, la réponse EMG augmente à nouveau vers la fin, c'est-à-dire lorsque le réseau a été complètement inséré. Les mesures en S4 ont démontré des pics du signal EMG à deux nombres différents de contacts insérés (périoculaire : 6 ; péribuccal : 8). Pour les sujets restants, les pics apparaissant au niveau de la partie médiale de la cochlée ont révélé une concordance stable entre les deux canaux EMG. Sous la condition d'une taille de pas exactement constante lors de l'insertion, on peut supposer que la position P du contact apical stimulant peut être calculée comme la différence entre le nombre de tous les contacts sur le réseau (tous les types d'électrodes MED-EL comportent 12 contacts) et le nombre de contacts déjà insérés Ninserted. Au cours de l'insertion par étapes, l'amplitude EMG a pu être suivie en continu chez 8 sujets sur 9.

En tenant compte de la déviation du signal EMG par rapport à P, le contact le plus proche du nerf facial après insertion complète peut maintenant être estimé. Le tableau 4 répertorie les valeurs de P calculées par la formule 1 qui montrent la réponse EMG la plus élevée dans chaque canal et les compare avec l'EFND mesuré le plus court respectif. La comparaison a révélé une concordance claire entre l'imagerie et la mesure EMG chez 5 sujets sur 7 (EMG périoculaire) et 4 sujets sur 7 (EMG périoral). Par rapport à S8, le contact 3 affiche l'EFND le plus court. Étant donné que des tailles de pas de 2 contacts ont été utilisées lors de l'insertion, un accord exact ne peut pas être déterminé pour les numéros de contact impairs. Cependant, en S8, le pic au niveau du contact voisin 2 est visible.

Les niveaux de courant utilisés pour les mesures post-insertion différaient des niveaux de courant utilisés pendant les mesures en temps réel. Les colonnes 4 et 5 du tableau 3 montrent les niveaux de courant spécifiques au sujet et les niveaux de charge correspondants, respectivement. Chaque sujet présentait un seuil de stimulation individuel, au-dessus duquel une réponse EMG visuellement clairement détectable pouvait être observée. Les niveaux de charge utilisés lors de l'insertion variaient entre un minimum de 46,778 QU et un maximum de 170,1 QU avec une valeur moyenne de 77,648 QU. Cependant, des niveaux de stimulation trop élevés peuvent entraîner des pics clairs en fonction du contact d'électrode utilisé. Une telle "panne" a par conséquent provoqué de fortes réponses EMG sur plusieurs contacts du réseau, qui empêchent les estimations de la position de l'électrode par rapport au nerf facial au moyen des amplitudes EMG. Par conséquent, seules ces données ont été incluses dans l'analyse, qui ont été enregistrées à l'aide d'amplitudes de stimulation qui ont suscité une réponse EMG claire et ont permis la meilleure différenciation spatiale possible. Les réponses EMG du M. orbicularis oculi sont représentées sur la figure 7, celles du M. orbicularis oris sur la figure 8 après stimulation de chaque contact du réseau d'électrodes entièrement inséré pour chacun des 9 sujets. En tant que dimension supplémentaire, les EFND mesurés radiologiquement par contact du sujet respectif ont été tracés sous forme de gradient de couleur relatif aux courbes des figures 7 et 8. En ce qui concerne les mesures en temps réel, la réponse EMG de chaque sujet et de chaque canal EMG a été normalisée pour une meilleure comparabilité. La normalisation a attribué la valeur 0 à la réponse EMG la plus faible et 1 à la plus élevée. Comme critère d'évaluation de la présence d'un pic dans les données EMG, un seuil à 75 % de réponse EMG normalisée a été arbitrairement défini. Comme on peut le voir sur les figures 7 et 8, les niveaux de courant sélectionnés sur les contacts d'électrodes simples et multiples, respectivement, ont atteint des forces de réponse qui dépassaient 75 % d'amplitude EMG normalisée. Les réponses EMG qui ont dépassé le seuil sont ensuite appelées pics. Le tableau 5 résume à quel contact d'électrode l'EFND le plus court a été mesuré radiologiquement, et à quels contacts les pics EMG ont été mesurés après l'insertion complète.

Réponses EMG normalisées du M. orbicularis oculi en fonction des contacts sur le réseau d'électrodes entièrement inséré. Le dégradé de couleurs représente la distance radiologiquement déterminée du nerf facial de l'électrode (rouge : distance la plus courte ; noir : distance la plus longue) pour chaque sujet. La ligne pointillée horizontale indique le seuil EMG choisi arbitrairement à 75 % de réponse EMG normalisée.

Réponses EMG normalisées de M. orbicularis oris en fonction des contacts sur le réseau d'électrodes entièrement inséré. Le dégradé de couleurs représente la distance radiologiquement déterminée du nerf facial de l'électrode (rouge : distance la plus courte ; noir : distance la plus longue) pour chaque sujet. La ligne pointillée horizontale indique le seuil EMG choisi arbitrairement à 75 % de réponse EMG normalisée.

Les diagrammes de dispersion de la figure 9 montrent la relation entre l'EFND déterminé après l'opération et les amplitudes normalisées des réponses EMG des muscles orbicularis oculi (côté gauche) et oris (côté droit) mesurées pour chaque contact d'électrode de tous les sujets après insertion complète. La fonction de régression linéaire des données (ligne continue rouge) et l'intervalle de confiance correspondant (95 %) montrent une nette diminution des réponses EMG normalisées avec l'augmentation de l'EFND dans les deux groupes musculaires. Le coefficient de corrélation de rang de Spearman R a révélé une corrélation modérée négative pour le canal EMG périoculaire (R(106) = − 0,39, p < 0,001) et une corrélation négative forte pour le canal EMG périoral (R(106) = − 0,6, p < 0,001). Les deux corrélations étaient statistiquement significatives.

Corrélation entre les réponses EMG normalisées du M. orbicularis oculi (côté gauche) et de l'oris (côté droit) après insertion complète chez tous les sujets et les distances du nerf facial des électrodes mesurées radiologiquement. La ligne rouge indique la régression linéaire des résultats respectifs, la zone grisée autour de la ligne de régression indique l'intervalle de confiance de 0,95. R est le coefficient de corrélation de Spearman et p est le niveau de signification de la corrélation.

Dans la présente étude, il a été étudié si le FNS évoqué par stimulation électrique via l'électrode CI peut être utilisé comme marqueur de la position intracochléaire du réseau d'électrodes pendant et après l'insertion. Il a été émis l'hypothèse que les contacts d'électrodes à une distance plus courte du nerf facial (EFND) peuvent stimuler le nerf plus efficacement que les contacts plus éloignés. La première partie de cette étude comprenait des enregistrements de réponses EMG lors de l'insertion par étapes de réseaux d'électrodes CI. La taille du pas était de deux contacts à la fois. Après chaque étape, des impulsions de stimulation ont été émises à partir du contact le plus apical sur le réseau et les réponses EMG évoquées des muscles orbicularis oculi et oris ont été enregistrées. Dans la deuxième partie de l'étude, des impulsions de stimulation ont été séquentiellement émises à partir de chaque contact sur le réseau d'électrodes entièrement inséré et les réponses EMG évoquées ont été enregistrées. Les EFND de chaque patient ont été mesurés dans les scans fpVCTSECO postopératoires et comparés aux réponses EMG enregistrées en peropératoire.

Les mesures de l'EFND dans la "vue cochléaire" des scans fpVCTSECO ont montré une faisabilité suffisante. Il est intéressant de noter que deux types de pentes peuvent être distinguées en fonction de leurs minima, c'est-à-dire l'EFND la plus courte (Figure 4). Un type de pente a montré l'EFND le plus court au contact 3 ou 4, et n'incluait que le type d'électrode le plus court (FLEX24). Ce type d'électrode a été implanté dans les cas où l'audition résiduelle doit être préservée. En conséquence, l'électrode ne doit couvrir que partiellement la longueur cochléaire pour remplacer les cellules ciliées internes endommagées dans la gamme des hautes fréquences, tout en gardant plus de cellules ciliées apicales fonctionnelles. Par conséquent, les contacts les plus proches de l'extrémité apicale de l'électrode étaient les plus proches du nerf facial.

L'autre type de pente montrait les EFND les plus courts au contact 6 et incluait tous les types d'électrodes utilisées pour une couverture cochléaire complète (FLEX28, FLEXsoft et Standard). Le fait que l'EFND le plus court ait été mesuré au contact 6 pour chacun des trois types d'électrodes malgré la différence de longueur entre FLEX28 et FLEXsoft ou Standard (voir Tableau 2) peut s'expliquer par le fait que FLEXsoft et Standard ont été implantés dans des cochlées avec un CDL plus long et que les deux types ont des distances entre les contacts plus longues que le FLEX28.

De plus, la différence de longueur du contact basal au contact 6 entre les électrodes de 28 mm et de 31,5 mm est relativement courte (1,5 mm (5 × 0,3 mm)) et inférieure à la distance entre les contacts (2,1 ou 2,4 mm). Par conséquent, la différence pourrait ne pas être assez grande, qu'un autre contact autre que le numéro 6 sera plus proche du nerf facial et aura cependant un EFND inférieur. Ces connaissances pourraient être utilisées pour d'autres développements et recherches. Si d'autres mesures des EFND confirment le résultat actuel, cette électrode 6 a toujours l'EFND le plus bas en cas de couverture cochléaire complète par de longs types d'électrodes, cela peut éventuellement être utilisé pour vérifier l'insertion correcte du réseau respecté dans la routine clinique en mesurant uniquement le signal EMG après l'insertion. Dans les cas de couverture cochléaire partielle (par exemple, pour la stimulation électro-acoustique), il peut être possible de déterminer en préopératoire quel contact doit avoir le plus petit EFND et si ce contact doit être implanté le plus près du nerf facial en tenant compte du signal EMG.

Chez 8 des 9 patients, un signal EMG évoqué électriquement a été surveillé avec succès lors de l'insertion du réseau CI. Au fur et à mesure que la profondeur d'insertion progressait, la distance entre le contact le plus apical et le nerf facial diminuait initialement et l'efficacité de la stimulation augmentait. Ceci a pu être observé par l'augmentation des amplitudes EMG en fonction du nombre de contacts insérés. Par la suite, à mesure que la profondeur d'insertion progressait, la distance entre l'électrode et le nerf facial augmentait à nouveau, ce qui se reflétait dans la diminution des amplitudes EMG. Après la dernière étape d'insertion, 4 des sujets ont montré une nouvelle augmentation des amplitudes EMG. Cela s'est produit exclusivement chez les sujets implantés avec des types d'électrodes plus longs (Standard, FLEX28) et non chez les 2 patients équipés d'un FLEX24 court. Par conséquent, on peut supposer que cette augmentation était due à une deuxième approximation du contact le plus apical avec le nerf facial dans le deuxième tour cochléaire. Chez 5 sujets sur 8, il y avait une concordance entre le nombre estimé de contacts insérés, qui a montré un pic EMG au-dessus du seuil de 75 % d'amplitude EMG normalisée et les EFND mesurés radiologiquement. Chez un sujet, dont l'EFND le plus court a été mesuré pour un numéro de contact impair, le pic EMG est apparu à l'un des contacts voisins pairs. Ces résultats appuient l'hypothèse selon laquelle, lors d'une insertion croissante, le passage de la pointe de l'électrode au niveau du nerf facial peut être mesuré électromyographiquement.

ECochG est une autre mesure électrophysiologique qui peut être utilisée pour la surveillance en temps réel pendant l'implantation cochléaire14. Bien que l'ECochG soit généralement utilisé pour surveiller les traumatismes cochléaires causés par l'insertion d'électrodes IC, des études chez l'homme et l'animal ont rapporté des amplitudes de signal croissantes avec des profondeurs d'insertion d'électrode croissantes, supposées refléter la distance décroissante des zones avec une fonction auditive résiduelle dans l'apex cochléaire15. L'avantage de la mesure électromyographique présentée dans cette étude par rapport à ECochG comme mesure de la profondeur d'insertion est que le nerf facial peut être utilisé comme repère anatomique pour estimer l'emplacement relatif de l'électrode.

Après insertion complète, une stimulation a été effectuée à partir de chaque contact d'électrode et les réponses EMG évoquées ont été enregistrées. Les profils EMG ont été normalisés pour une meilleure comparabilité entre chaque sujet et les deux canaux EMG utilisés. Pour identifier les contacts d'électrode, qui présentaient des pics EMG le long du réseau, un seuil choisi arbitrairement de 75 % d'amplitude EMG normalisée a été utilisé. Les contacts d'électrodes ainsi identifiés ont été comparés aux contacts d'électrodes qui présentaient les EFND les plus courts dans les images fpVCTSECO postopératoires.

Fait intéressant, la mesure post-insertion a montré plusieurs pics de l'amplitude EMG pour certains sujets (par exemple, S7). Cet effet est quelque peu en contradiction avec l'hypothèse et indique qu'il peut y avoir plus de facteurs influençant FNS que EFND seul. L'identification de ces facteurs avec les données existantes dépasse le cadre de cette étude. Théoriquement, de tels pics pourraient indiquer que le contact d'électrode affecté a une résistance de contact inférieure au tissu (c'est-à-dire une impédance) que les contacts d'électrode avec une amplitude EMG inférieure mais une EFND relativement faible. Cependant, comme les mesures de routine des impédances des électrodes effectuées après l'implantation n'ont pas enregistré de valeurs plus élevées au niveau de ces contacts, l'impédance des électrodes peut être exclue comme facteur possible. Au contraire, ces pics peuvent plutôt indiquer des trajets de conductivité électrique particulièrement élevée entre le contact d'électrode respectif et le nerf facial. Par conséquent, plusieurs pics pourraient être le résultat d'une distribution incohérente de supports électriquement conducteurs (par exemple, périlymphe) au niveau des contacts d'électrode individuels. Calloway et al.15 ont suggéré que l'augmentation des amplitudes de leurs mesures ECochG à mesure que la profondeur d'insertion de l'électrode progressait pouvait également être due à une géométrie plus favorable par rapport aux générateurs cochléaires. Les pics ou les creux dans les amplitudes EMG post-insertion de la présente étude pourraient donc également être le résultat d'une géométrie favorable ou défavorable entre les contacts d'électrode individuels et le nerf facial. Cependant, selon l'hypothèse, les deux canaux EMG ont montré une concordance entre les pics EFND et EMG les plus courts chez 5 des 9 sujets (périoculaire : S1, S2, S5, S6, S8 ; péribuccal : S1, S2, S5, S7, S8). Outre les pics qui dépassaient le seuil, les résultats des mesures post-insertion ont montré des réponses EMG plus élevées pour les contacts situés sur la moitié la plus apicale du réseau d'électrodes. Comme observé dans les données des mesures d'insertion, cela peut refléter la diminution de l'EFND de ces contacts, qui sont plus proches du nerf facial dans le deuxième tour cochléaire que les contacts plus basaux. Cette hypothèse est également étayée par les résultats statistiquement significatifs de l'analyse de corrélation, qui ont montré une corrélation négative modérée (périoculaire) et forte (périorale) entre les amplitudes EMG normalisées et les EFND de chaque contact.

La comparaison entre les modèles de réponse EMG après l'insertion et ceux pendant l'insertion montre que les deux procédures ont dans certains cas conduit à des modèles de réponse différents chez les mêmes sujets (par exemple, en S4). Il convient de noter qu'une comparaison directe n'est possible que pour trois sujets (S3, S7 et S8), car pour tous les autres sujets, les deux procédures ont été réalisées avec des niveaux de stimulation différents (voir tableau 3). Des imprécisions dans la taille des pas lors de l'insertion par étapes contrôlée manuellement peuvent également avoir conduit à des schémas de réponse biaisés qui n'ont pas pu être reproduits après l'insertion.

Le but de cette étude était de prouver la faisabilité de l'approche. La mesure présentée est encore en cours de développement et nécessite d'autres améliorations pour augmenter la précision. La section suivante vise à fournir des points de départ pour des études futures.

La "vue cochléaire" ne fournissait que des EFND dans une représentation bidimensionnelle de l'anatomie du patient. Près de la cochlée, cependant, le nerf facial présente un parcours tridimensionnel complexe. De plus, le réseau CI change de position en trois dimensions lors de son passage dans les spires cochléaires. Les mesures EFND proposées dans la présente étude doivent être considérées comme une estimation de la distance réelle. Les études futures devraient donc déterminer si l'EFND peut être déterminé plus précisément en tenant compte de l'anatomie tridimensionnelle. Des études récentes ont rapporté que les patients atteints de FNS postopératoire avaient une distance et une densité osseuse significativement plus faibles entre le tour basal supérieur de la cochlée et le segment labyrinthique du nerf facial33,34. Par conséquent, outre l'EFND, les futures études devraient également inclure des paramètres tels que la densité osseuse, qui peuvent influencer la propagation du courant électrique. L'insertion par étapes dans la présente étude a été réalisée manuellement. Ainsi, le nombre de contacts déjà insérés n'a pu être qu'estimé. De plus, une référence anatomiquement définie manquait pour une indication précise de la longueur du réseau d'électrodes déjà inséré. Le seuil d'amplitude EMG normalisée à 75 % a été choisi arbitrairement et n'est qu'une méthode approximative pour détecter les pics. Les méthodes modernes de détection des pics pourraient permettre une meilleure différenciation des différents pics (contact à proximité immédiate du nerf facial, contact le plus apical au deuxième tour cochléaire). Les études futures devraient envisager des changements au paradigme de stimulation qui permettent un plus grand nombre de répétitions qui causent moins de fatigue au nerf facial et aux muscles qu'il innerve. Cela devrait améliorer le rapport signal sur bruit et réduire en outre l'influence des valeurs aberrantes (artefacts électriques de la salle d'opération, mouvements spontanés du patient) sur la détection des pics. Les amplitudes de stimulation plus élevées utilisées ont entraîné des champs électriques plus larges dans la cochlée et ses structures anatomiques environnantes, ce qui pourrait avoir influencé la précision du système. Les mesures dans le muscle orbicularis oris ont donné des réponses EMG avec des amplitudes plus élevées, ce qui a entraîné un meilleur rapport signal sur bruit. Par conséquent, par rapport aux mesures dans le muscle orbicularis oculi, des niveaux de courant plus faibles peuvent être appliqués à la stimulation, ce qui devrait entraîner une meilleure résolution spatiale de l'EMG. Par conséquent, les auteurs suggèrent que de futures études se concentrent sur les mesures EMG dans le muscle orbicularis oris.

À notre connaissance, il s'agit de la première étude à démontrer le potentiel de l'utilisation de la FNS intentionnelle pour la surveillance en temps réel de l'état d'insertion pendant et après l'implantation cochléaire. Ce système pourrait être utile dans le domaine de l'implantation cochléaire, car en appliquant une stimulation FNS, la position de l'électrode peut être déterminée assez précisément pour au moins les six premiers contacts implantés dans le tour basal, ce qui équivaut à environ 200 degrés de la cochlée. Parce qu'il est prouvé que le signal EMG augmente à nouveau lorsque le contact stimulant s'approche du nerf facial dans le virage à mi-chemin à environ 540 degrés, cette méthode pourrait hypothétiquement détecter également une pointe d'électrode repliée. Le système peut facilement être utilisé pour effectuer d'autres mesures après la chirurgie et pendant toute la durée de port de l'implant. Après la fermeture de la plaie, le système peut contrôler si des manipulations lors de la suture du périoste, du tissu sous-cutané et de la peau ont pu entraîner un déplacement de l'électrode. De plus, en cas de suspicion d'extrusion d'électrode après la chirurgie, une mesure de l'EMG évoqué peut être effectuée à nouveau. Si l'électrode n'a pas été déplacée, les réponses EMG les plus élevées doivent être mesurées au même contact de stimulation qu'auparavant.

À long terme, le système pourrait être utilisé dans une implantation cochléaire sans rayonnement. L'omission des radiations est très bénéfique, en particulier pour les enfants41, car il existe de plus en plus de preuves issues d'études épidémiologiques que l'exposition du cerveau aux radiations pose d'autres risques substantiels42,43,44. Dans ce concept, la planification préopératoire de l'implantation, comme la mesure du CDL45,46, l'examen du trajet du nerf facial47 et de la taille de l'os temporal48, sera réalisée en imagerie IRM. Pour le contrôle intra- et postopératoire, le système présenté peut être utilisé en combinaison avec ECochG49 ou des potentiels d'action composés évoqués électriquement18. Si nécessaire, après le temps d'attente défini par le fabricant, une IRM pourrait être réalisée avec des protocoles spéciaux pour étudier la position des électrodes21.

Longueur du conduit cochléaire

Implant cochléaire

Électrocochléographie

Distance du nerf facial de l'électrode

Électromyographie

Surveillance du nerf facial

Stimulation du nerf facial

Tomographie volumique à écran plat

Imagerie par résonance magnétique

Boîte d'interface de recherche 2

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Les auteurs remercient les récipiendaires de l'IC pour leur participation et l'équipe du Comprehensive Hearing Center de l'Université de Wuerzburg pour son aide précieuse.

Cette publication a été soutenue par le Open Access Publication Fund de l'Université de Wuerzburg. Financement Open Access activé et organisé par Projekt DEAL.

Département d'oto-rhino-laryngologie, de chirurgie plastique, esthétique et reconstructive de la tête et du cou et du Centre complet de l'audition, Université de Wuerzburg, Josef-Schneider-Str. 11, 97080, Wurtzbourg, Allemagne

David P. Herrmann, Franz-Tassilo Müller-Graff, Stefan Kaulitz, Mario Cebulla, Anja Kurz, Rudolf Hagen & Kristen Rak

Département de neuroradiologie diagnostique et interventionnelle, Université de Wuerzburg, Josef-Schneider-Str. 11, 97080, Wurtzbourg, Allemagne

Tilmann Neuf

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KR et DPH ont conçu et conçu le projet. RH et KR ont supervisé l'étude. AK a présélectionné les patients appropriés pour participer à l'étude. KR et SK ont effectué une chirurgie CI. DPH a construit la configuration d'enregistrement EMG avec le soutien de MC et a effectué les mesures EMG peropératoires. TN a réalisé l'imagerie médicale (fpVCT) et a soutenu FTMG et DPH dans les reconstructions secondaires des scans fpVCT. DPH a évalué les données fpVCTSECO et EMG et a effectué l'analyse, y compris les chiffres et les statistiques. DPH et KR ont rédigé le manuscrit. Tous les auteurs ont examiné le manuscrit.

Correspondance avec Kristen Rak.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Réimpressions et autorisations

Herrmann, DP, Müller-Graff, FT., Kaulitz, S. et al. Application de la stimulation intentionnelle du nerf facial lors de l'implantation cochléaire comme outil électrophysiologique pour estimer la position de l'électrode intracochléaire. Sci Rep 12, 13426 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-17732-9

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Reçu : 20 août 2021

Accepté : 29 juillet 2022

Publié: 04 août 2022

DOI : https://doi.org/10.1038/s41598-022-17732-9

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