Cochlea-Implantation: Erste Erfahrung mit röntgengesteuerter, anatomiebasierter Anpassung

Zusammenfassung

Dieses Protokoll führt eine röntgengestützte anatomische Anpassung (ABF) für Cochlea-Implantate ein, um Frequenz-zu-Platz-Diskrepanz zu reduzieren und potenziell die Patientenergebnisse zu verbessern.

Zusammenfassung

Diese Studie präsentiert ein Protokoll zur Anwendung der röntgengelenkten anatomiebasierten Anpassung (ABF) in der Cochlea-Implantat-(CI)-Programmierung, um Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz zu reduzieren. Das Ziel ist es, die Ausrichtung zwischen den von jeder Elektrode stimulierten Frequenzen und der natürlichen tonotopischen Organisation der Cochlea zu verbessern, wodurch die Sprachwahrnehmung und die auditiven Ergebnisse verbessert werden. Traditionelle Standardanpassungsmethoden (DF) berücksichtigen keine individuellen Unterschiede in der Cochlea-Anatomie, was zu Fehlanpassungen führt, die die Leistung beeinflussen können. In dieser prospektiven Studie wurden 16 Ohren von 12 KI-Nutzern mit normaler Cochlea-Anatomie mittels Röntgenbildgebung zur Abschätzung der Winkelinsertionstiefe (AID) und zur Steuerung des ABF-Protokolls untersucht. Die Frequenzzuweisungen für jede Elektrode wurden mit OTOPLAN- und MAESTRO-Software angepasst, um die tonotopische Karte der Cochlea anzupassen. Die Ergebnisse zeigten, dass ABF die durchschnittliche Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz signifikant reduzierte (2,6 ± 3,8 Halbtöne) im Vergleich zu DF (6,6 ± 5,6 Halbtöne). ABF zeigte außerdem eine stärkere Korrelation zwischen AID und Frequenzverschiebungen, mit den auffälligsten Verbesserungen im mittleren Cochlea-Bereich. Dieses Protokoll verwendet eine strahlenarme, zugängliche Alternative zur CT-geführten ABF, die besonders für pädiatrische oder strahlenempfindliche Populationen vorteilhaft ist. Röntgengesteuerte ABF zeigt Potenzial für eine genauere CI-Programmierung und das Potenzial, die Patientenergebnisse zu verbessern. Weitere Studien mit größeren Kohorten und längeren Nachbeobachtungszeiten werden empfohlen, um die klinischen Vorteile zu validieren.

Einleitung

Cochlea-Implantate (CIs) sind zum Standardbehandlungsstandard in der auditiven Rehabilitation geworden und ermöglichen es Menschen mit schwerer bis schwerer Hörbeeinträchtigung, ihr Sprachverständnis, ihre Kommunikationsfähigkeiten und ihre^{allgemeine Lebensqualität} deutlich zu verbessern. Verschiedene Faktoren können jedoch die Erfahrungen der CI-Empfänger beeinflussen, darunter Verzögerungen in der Schallverarbeitung, Anpassungsmethoden und Volumenunterschiede².

Traditionelle Standardanpassungs- (DF)-Centerfrequenzen betonen postoperative Verhaltensmessungen, vernachlässigen jedoch oft die Variabilität der Cochlearanatomie und der Elektrodenkontaktpositionen zwischen den Nutzern. Zusätzlich können diese Faktoren durch Rasse, Geschlecht oder Ethnie beeinflusst ^werden. Trotz jüngster Fortschritte bei Fitting-Strategien, die die CI-Programmierung verbessert haben, bedarf die DF-Kartierung weiterhin einer Überarbeitung, da es schwierig ist, das Organ des Corti (OC) und die Cochlea-Duct-Länge (CDL)⁵ zu berücksichtigen.

Eine wesentliche Folge bei der Standardfrequenzabbildung ist das "Frequenz-zu-Platz-Mismatch", das auftritt, wenn die von einer CI-Elektrode gelieferte Frequenz von der tonotopischen Frequenz des Cochlea-Bereichs abweicht, den sie^stimuliert. Diese Diskrepanz kann durch anatomische Variabilität, chirurgische Technik und das Design des Elektrodenarrays entstehen, die alle ihre Magnitude⁷ beeinflussen. Es kann durch standardisierte Frequenzallokationsschemata in vielen CI-Systemen weiter verschärft werden, die oft die individuelle Cochlear-Anatomie und die Platzierung der Elektroden übersehen. Jüngste Studien deuten auf eine signifikante Korrelation zwischen Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz und schlechten Einsilbenwerten, schlechter Sprachwahrnehmung und reduzierter Sprachdiskriminierung ^6,8 hin.

Um die Herausforderungen des DF-Mappings zu bewältigen, wurde eine personalisierte Methode für CI-Programmierung eingeführt, bekannt als anatomiebasiertes Fitting (ABF). ABF zielt darauf ab, die Frequenzkarte des CI genauer mit der natürlichen Cochlea-Anatomie einer Person abzugleichen, indem postoperative CT-Daten verwendet werden. Diese Integration ermöglicht die Zuordnung patientenspezifischer Filterfrequenzen basierend auf der anatomischen Lage jedes Elektrodenkontakts¹⁰. Das Hauptziel ist es, tonotopische Abweichungen zu minimieren und die Ausrichtung zwischen stimulierten Frequenzen und natürlicher Tonotopizität^zu verbessern. Bemerkenswert ist, dass ABF signifikante Verbesserungen der Sprachwahrnehmung im Vergleich zu DF⁹, eine verbesserte Spracherkennung und eine größere Akzeptanz der Nutzer^12,13 gezeigt hat.

Trotz der positiven Ergebnisse von ABF ist die Anwendung aufgrund der Notwendigkeit postoperativer CT-Scans begrenzt, was zu einer erhöhten Strahlenbelastung führt, was für Kinder und empfindliche^{Gruppen 14} besorgniserregend ist.

Mehrere Studien haben gezeigt, dass Fortschritte in der Bildgebungstechnologie die Strahlenbelastung erheblich reduzieren können, während die diagnostische Qualität erhalten bleibt. So haben beispielsweise in Tiermodellen niedrigdosierte konventionelle CT-Scans eine Reduktion der Strahlendosis um 50 % gezeigt, ohne dass die diagnostische Wirksamkeit¹⁵ % verloren ging. Kegelstrahl-CT liefert nur 6–16 % der Strahlendosis herkömmlicher Mehrschnitt-CT-Systeme und liefert dabei eine vergleichbare Bildqualität, was den Fortschritt bei Dosisreduktionsstrategien unterstreicht¹⁶. Zusammen unterstützen diese Ergebnisse die Einführung optimierter Bildgebungsprotokolle, um das Strahlenrisiko nach der Cochlea-Implantation zu minimieren. Eine aktuelle Studie schlug das röntgengelenkte ABF als praktikable Alternative zur Behandlung der CT-assoziierten Strahlenexposition^vor. Daher zielt diese Studie darauf ab, die erste Anwendbarkeit von röntgengesteuertem ABF bei CI-Empfängern zu untersuchen.

Protokoll

Diese Studie wurde gemäß den ethischen Standards der angeschlossenen Institution durchgeführt und erhielt die Genehmigung des Institutional Review Board (Ref. Nr. 23/0605/IRB). Vor der Einschreibung wurde von allen Teilnehmern eine schriftliche informierte Zustimmung eingeholt. Die Vertraulichkeit der Teilnehmer und die Datensicherheit wurden während der gesamten Studie gewährleistet. Die verwendete Software ist in der Materialtabelle aufgeführt.

1. Teilnehmerwerbung

1. Identifizieren Sie CI-Empfänger mit ausreichenden postoperativen Röntgenbildern und vollständigen audiologischen Aufzeichnungen. Stellen Sie sicher, dass alle eingeschlossenen CI-Empfänger auch eine präoperative CT-Untersuchung unterzogen haben, um den CDL zu berechnen und die Cochleaanatomie vor der Einnistung zu beurteilen.
   1. Bestätigen Sie, dass die Teilnehmer eine normale Cochlea-Anatomie haben, definiert als das Fehlen von Fehlbildungen und offenen Cochlea-Wendungen, wie durch präoperative Bildgebende und chirurgische Notizen bestätigt.
   2. Überprüfen Sie klinische Akten, um die Berechtigung für die ABF zu bestätigen. Die postoperative Bildgebung basiert ausschließlich auf Röntgen zur Elektrodenverifikation; zusätzliche postoperative CT-Scans sind nicht erforderlich.
2. Einholen Sie Einwilligung.
   1. Erklären Sie jedem Teilnehmer oder Erziehungsberechtigten klar die Ziele der Studie und den röntgengeleiteten ABF-Prozess.
   2. Sichern Sie sich eine schriftliche informierte Einwilligung, bevor Sie mit der Datenerhebung beginnen.

2. Postoperative Röntgenaufnahme und Bildvorbereitung

1. Röntgenbilder aufnehmen.
   1. Vereinbaren Sie eine standardisierte transorbitale (modifizierte Stenver-Ansicht) Röntgenaufnahme für jeden CI-Empfänger in der Radiologieabteilung.
   2. Positioniere den Kopf so, dass das gesamte Elektrodenarray sichtbar ist.
2. Bereite Bilder vor.
   1. Speichere Röntgenbilder im DICOM-Format.
   2. Laden Sie Bilder in die Planungssoftware hoch (OTOPLAN in Zusammenarbeit mit MED-EL).
      HINWEIS: Laut MED-EL tritt die minimale Einfügungstiefe auf, die erforderlich ist, um ABF zu ermöglichen, wenn die apikalste Elektrode (E1) einer Frequenz nahe 340 Hz entspricht, was einem Einfügungswinkel von etwa 540° entspricht, also 1,5 Cochlea-Drehungen. In kleineren Cochleae kann das FLEX28-Elektrodenarray ABF unterstützen, indem es eine ausreichende Cochlea-Abdeckung bietet, um eine präzise Frequenzabbildung zu ermöglichen. Gleichzeitig gelten die FLEXSOFT- und STANDARD-Elektrodenarrays allgemein als optimale Kandidaten für ABF, da sie typischerweise eine nahezu vollständige Cochlea-Abdeckung bis etwa 720° erreichen, wobei E1-Frequenzen von etwa 100 bis 185 Hz¹⁸ reichen.

3. Anatomische Markierung und Elektrodenerkennung

1. Markiere anatomische Orientierungspunkte.
   1. In der Planungssoftware verwenden Sie die Zeigerwerkzeuge, um das runde Fenster und das Cochlearzentrum als anatomische Bezugspunkte auszuwählen.
   2. Überprüfen Sie, dass diese Orientierungspunkte korrekt platziert sind, bevor Sie zur Elektrodenidentifikation übergehen.
2. Identifizieren Sie Elektrodenkontakte.
   1. Kennzeichnen Sie jeden sichtbaren Elektrodenkontakt manuell in der Reihenfolge (z. B. C.01-C.12) mit der Elektrodenabbildungsfunktion der Software.
   2. Vergleiche die Bestellung und Positionen mit der Herstellerdokumentation oder den chirurgischen Notizen.

4. Berechnung und Frequenzzuweisung von Cochlearparametern

1. Generiere anatomische Parameter.
   1. Berechnen Sie den CDL für jeden Teilnehmer anhand präoperativer CT-Scans. Bestimmen Sie AID für jeden Elektrodenkontakt anhand postoperativer Röntgenbilder und Planungssoftware, indem Sie wichtige anatomische Orientierungspunkte (Modiolus, runde Fenster und Elektrodenkontakte) identifizieren.
   2. Aktivieren Sie die Greenwood-Funktion in der Software, um für jeden Elektrodenkontakt den TF abzuleiten.
2. ABF-Datensatz exportieren.
   1. Verwenden Sie die anatomischen Parameter, die in Schritt 4.1 berechnet wurden (CDL und AID für jeden Elektrodenkontakt), zusammen mit manuell identifizierten anatomischen Orientierungspunkten, den Modiolus-, runden Fenster- und Elektrodenkontaktpositionen als Eingabedaten für die OTOPLAN-Software. Wenden Sie die Greenwood-Funktion in OTOPLAN an, um die Cochlear-Place-Frequenz für jeden Elektrodenkontakt zu schätzen und individuelle ABF-Karten für jeden Patienten zu erstellen.
   2. Exportieren Sie die resultierenden ABF-Frequenzwerte als kompatible Datendatei (z. B. CSV oder Excel) für den Import in die CI-Programmiersoftware (MAESTRO).
3. Importieren Sie in Programmiersoftware.
   1. Starte die CI-Programmiersoftware.
   2. Navigieren Sie zum Abschnitt zur Frequenzzuordnung oder Zuweisung.
4. ABF-Mapping anwenden
   1. Laden Sie die ABF-Frequenzdatei auf die Patientenkarte hoch und stellen Sie sicher, dass alle Kanäle mit den berechneten tonotopischen Zielen übereinstimmen.
   2. Speichere diese Einstellung als neues Programm.
      HINWEIS: Hier kann eine Pause eingelegt werden, wobei bei Bedarf die Umprogrammierung und die Aktivierung des Geräts beim nächsten Klinikbesuch wieder aufgenommen werden.

5. Berechnung der Frequenz-zu-Platz-Fehlanpassung

1. Berechnen Sie die Diskrepanz.
   1. Zeichnen Sie die DF-, ABF- und TF-Frequenzen für jeden Elektrodenkontakt auf.
   2. Berechnen Sie die Halbton-Diskrepanz für sowohl DF als auch ABF mit der Formel:
      n = 12 × log₂ (Programmierte Frequenz / TF)
2. Bereiten Sie den Datensatz vor.
   1. Geben Sie Mismatch-Werte sowie demografische und anatomische Daten in eine Tabelle ein, um sie später analysieren zu können.

6. Statistische Analyse

1. Bewerten Sie die Normalität der Daten.
   1. Verwenden Sie den Shapiro-Wilk-Test, um die Verteilung jeder Datensatzvariable zu bewerten.
2. Vergleichen Sie zwischen DF und ABF.
   1. Verwenden Sie den gepaarten t-Test für normale Daten oder den Wilcoxon-Signed-Rank-Test für nicht-normale Daten, um DF- und ABF-Mismatchs zu vergleichen.
3. Analysieren Sie die Einfügungstiefenkorrelation.
   1. Berechnen Sie die Pearson- oder Spearman-Korrelation zwischen AID und Halbton-Fehlanpassung.
   2. Visualisieren Sie die Ergebnisse mit Streudiagrammen.

7. Sicherheit und Vertraulichkeit

1. Minimiere die Strahlenbelastung.
   1. Verwenden Sie die niedrigste angemessene Röntgendosis und bieten Sie während der Bildgebenden Schilddrüsen- und Körperabschirmung, besonders bei Kindern.
2. Schützen Sie Daten.
   1. Speichern Sie alle Daten sicher auf von der Institution genehmigten Servern.
   2. Identifizieren Sie alle Patienteninformationen vor Analyse oder Weitergabe ab.

8. Fehlerbehebung

1. Software-Importfehler
   1. Bestätigen Sie, dass die exportierten Dateien mit dem erforderlichen Format der Programmiersoftware kompatibel sind.
2. Unvollständige Elektrodensichtbarkeit
   1. Stellen Sie die Röntgeneinstellungen an oder erhalten Sie bei Bedarf eine zusätzliche Ansicht zur Klarheit.

Ergebnisse

Die Teilnehmer waren 4 bilaterale CI-Nutzer und 8 einseitige CI-Nutzer, was insgesamt 16 Ohren ergibt. Das Durchschnittsalter bei der Einnistung betrug 17,0 ± 16,7 Jahre. Siehe Tabelle 1 für die Teilnehmerdemografie. Abbildung 1A vergleicht die Mittelfrequenzen von ABF, DF und TF über Elektrodenkontakte (C.01 bis C.12). ABF-Frequenzen entsprechen den TF-Frequenzen sehr genau, außer im Basalbereich, wo es eine klare Unterscheidung zwischen TF und DF gibt. ABF und TF zeigen die nächstgelegene Ausrichtung im mittleren Frequenzbereich.

Eine weitere Analyse des tonotopisch basierten AID (Abbildung 1B) zeigte eine konstante Abnahme von der Basis der Cochlea hin zur Spitze. Dieses Muster entspricht der Anatomie der Cochlea-Spirale, bei der der Basalbereich auf höhere Frequenzen und der apikale Bereich auf niedrigere Frequenzen reagiert.

Für die mittleren berechneten Zentralfrequenzen jedes Elektrodenkontakts siehe Tabelle 2. Die durchschnittliche absolute Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz zwischen DF und TF lag zwischen 2,7 und 15,9 Halbtönen, mit einem Durchschnittswert von 6,6 ± 5,6. Der ABF verringerte dann diesen semitonalen Unterschied: Die durchschnittliche Diskrepanz zwischen ABF und TF betrug 2,6 ± 3,8 und lag zwischen 0,2 und 11,6 Halbtönen. Der statistische Vergleich zwischen der Diskrepanz zwischen TF, ABF und DF zeigte einen signifikanten Unterschied (Abbildung 2A).

Wie Abbildung 2B zeigt, zeigte die grafische Darstellung des semitonalen Unterschieds eine größere Diskrepanz zwischen DF und TF im Vergleich zur Diskrepanz zwischen ABF und TF, da TF die Referenz ist. Die Unterschiede beider Gruppen waren bei den apikalen Elektrodenkontakten signifikanter und bei den basalen Elektroden geringer. Die bedeutendste Diskrepanz wurde bei den Kontakten C03 und C04 festgestellt. Die Gründe für diese Fehlanpassungen, insbesondere bei den Elektroden C03 und C04 bei bestimmten Patientenfällen, liegen hauptsächlich in individuellen Unterschieden in der Cochleaanatomie, wie Größe und Form, die beeinflussen, wie tief und wo die Elektroden platziert sind. Auch die chirurgische Technik und die Positionierung der Elektroden spielen eine Rolle, da leichte Variationen zu Verschiebungen der Frequenzanpassung führen können.

Die Korrelationsanalyse zeigte starke, signifikante negative Beziehungen zwischen dem AID jeder Gruppe und ihren Halbtonverschiebungen (ABF und DF). Diese Verbindung war jedoch deutlich stärker mit dem DF, wie Abbildung 3A zeigt. Der Pearson-Korrelationskoeffizient in der ABF-Gruppe war (r= -0,68) im Vergleich zu (r= -0,81) in der DF-Gruppe. Die Beziehung zwischen beiden Gruppen war linear, was darauf hindeutet, dass größere Einfügungstiefen zu weniger Fehlanpassungen in der Frequenzanordnung führen.

Die Analyse der Unterschiede in der absoluten Frequenz zwischen DF und ABF im Verhältnis zum durchschnittlichen TF bei jedem Elektrodenkontakt zeigte, dass der höchste Frequenzbereich von 1976 bis 4779 Hz lag. Dieses Gebirge entspricht dem zentralen Bereich der Cochlea. Darüber hinaus zeigte dieser Bereich die größte Variabilität zwischen verschiedenen Teilnehmern, wie in Abbildung 3B dargestellt. Die Untersuchung der Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz zwischen der aktuellen Map ABF und der DF-Map ohne Berücksichtigung der TF zeigte einen deutlichen Rückgang (in den Halbtönen) nach dem Wechsel der Teilnehmer auf ABF. Außerdem gab es im Vergleich zum TF bei jedem Elektrodenkontakt eine größere Diskrepanz mit DF als mit ABF. Bei ABF wurden die höchsten scheinbaren Fehlanpassungen an der ersten und zweiten Kurve beobachtet: C3 (8,4 ± 3,9 Halbtöne) und C4 (8,3 ± 3,3 Halbtöne) (siehe Abbildung 4A). Die Analyse der Frequenz-zu-Ort-Halbtöne jedes Teilnehmers ergab scheinbare Fehlanpassungen in den Fällen 7, 9 und 13 (Abbildung 4B).

Abbildung 1: Vergleich der Frequenzzuweisung und der Elektrodeneinsatzwinkel. (A) Zentrumsfrequenzen, die von ABF, DF und der tonotopischen Frequenz (TF) zugewiesen werden, sind für jeden Elektrodenkontakt (C01-C12) dargestellt. ABF zeigt eine nähere Ausrichtung auf TF als DF über das Elektrodenarray hinweg. (B) Einfügungswinkel gemessen für jeden Elektrodenkontakt basierend auf der postoperativen Röntgenaufnahme, der den Winkelverlauf von der Basis bis zum Apex der Cochlea zeigt. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzusehen.

Abbildung 2: Frequenz-zu-Ort-Fehlanpassung zwischen Anpassungsstrategien. (A) Frequenz-zu-Ort-Fehlanpassungswerte für DF und ABF werden über Elektrodenkontakte hinweg angezeigt. ABF führt bei den meisten Kontakten zu einer geringeren Diskrepanz als DF. (B) Fehlanpassungswerte für DF und ABF mit TF als Referenz dargestellt. ABF zeigt eine reduzierte und gleichmäßigere Diskrepanz im Vergleich zu DF, insbesondere bei apikalen Kontakten. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzusehen.

Abbildung 3: Beziehung zwischen Einfügungstiefe und Frequenzfehlanpassung. (A) Korrelation zwischen AID und Halbtonfrequenzverschiebung für DF und ABF. Beide Methoden zeigen negative Korrelationen, aber ABF zeigt eine geringere Variabilität bei der Fehlanpassung. (B) Absolute Unterschiede zwischen DF- und ABF-Frequenzen relativ zum durchschnittlichen TF für jeden Kontakt. Die einzelnen Ohren sind farblich annotiert, was die Variabilität zwischen den Patienten hervorhebt. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzusehen.

Abbildung 4: Fall- und kontaktbasierte Frequenz-zu-Ort-Fehlanpassung. (A) Frequenz-zu-Ort-Fehlanpassungswerte für DF und ABF für jeden Elektrodenkontakt in der Kohorte dargestellt. (B) Frequenz-zu-Ort-Halbtonwerte für jeden Fall über das Elektrodenarray hinweg, was die individuelle Variabilität bei der Fehlanpassung veranschaulicht. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzusehen.

Tabelle 1: Teilnehmerdemografie und klinische Ausgangsmerkmale aller Cochlea-Implantat-Empfänger (N = 16 Ohren). Bitte klicken Sie hier, um diese Tabelle herunterzuladen.

Tabelle 2: Vergleichende Analyse der Häufigkeit von Platzierungs-Fehlanpassungen für DF und ABF im Vergleich zu TF für alle Elektrodenkontakte. ** für 0,01 > p ≥ 0,001 und *** für p <0,001. Bitte klicken Sie hier, um diese Tabelle herunterzuladen.

Diskussion

Die anatomische Vielfalt der Cochlea und die Variabilität der Länge der CI-Elektrodenarrays können zu einer Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz führen, die sich negativ auf die Spracherkennung und die CI-Leistung^{auswirken 19,20}. Darüber hinaus kann die Verwendung von ABF die Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz effektiv reduzieren und die Spracherkennung^{verbessern 7,12}. Die Verwendung von ABF ist jedoch durch den Bedarf an hochauflösenden CT-Scans begrenzt, die kostspielig, zeitaufwendig sind und den CI-Empfänger der Strahlung¹⁰ aussetzen. Die vorliegende Studie untersuchte, ob röntgengesteuerte ABF die Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz effektiv minimiert und die Spracherkennung verbessert. Die Ergebnisse zeigen, dass röntgengelenkte ABF wirksamer ist als DF bei der Reduzierung von Frequenz-zu-Ort-Fehlanpassungen, mit einer signifikant geringeren mittleren Fehlanpassung. Die Analyse unterstrich außerdem die Bedeutung der richtigen Auswahl der Elektrodenlänge, um Fehlanpassungen zwischen verschiedenen Elektrodenkontakten zu minimieren.

Eine wichtige Erkenntnis der Studie ist, dass die mittlere Frequenz-zu-Platz-Diskrepanz bei ABF signifikant niedriger ist als bei DF. ABF führte zu einer signifikant geringeren durchschnittlichen absoluten Frequenz-zu-Platz-Diskrepanz (2,6 ± 3,8) als DF (6,6 ± 5,6). ABF-Frequenzen lagen im unteren Frequenzbereich näher an der tonotopischen Frequenz (TF) und im mittleren Frequenzbereich nahezu der TF. Im Gegensatz dazu waren die Frequenzen für DF und ABF im oberen Frequenzbereich ähnlich. Dieses Ergebnis zeigt, dass ABF genauer als DF darin war, die Frequenzkomponenten des eingehenden Schalls an die passenden Elektrodenkontakte entlang der Cochlea anzupassen. Diese Ergebnisse stimmen mit früheren Forschungen überein, die zeigen, dass CT-gesteuerte ABF die Genauigkeit der Cochlea-Implantat-Programmierung verbessert. Eine frühere Studie ergab, dass ABF die Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz im Vergleich zu DF deutlich reduzierte und eine^{Reduktion von 20,7 % um 12} % erreichte. Ähnlich berichtete eine andere Studie, dass CT-gesteuerte ABF die Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz signifikant reduzierte. Diese Ergebnisse deuten darauf hin, dass röntgengesteuerte ABF ebenso wirksam ist wie CT-basiertes ABF¹¹.

Solche Ergebnisse haben direkte klinische Implikationen, da Fehlanpassungen zwischen Frequenz und Ort die Leistung der KI negativ beeinflussen können. Eine Studie zeigte eine signifikante Korrelation zwischen Frequenz-zu-Platz-Fehlanpassung bei 1.500 Hz und der Reduktion der monosyllablen Werte bis zu 6 Monate nach der^{Implantation 6}. Ähnlich fand eine andere Studie eine signifikante Korrelation zwischen Frequenz-Ort-Diskrepanz (von 0,469 bis 1,604 Oktaven) und Sprachdiskriminierung im Rauschen nach 6 Monaten CI-Gebrauch. Dieser Effekt ließ jedoch nach 6-12^{Monaten ab}.

Der in der vorliegende Studie berichtete semitonale Unterschied kann bei bestimmten Frequenzen in der untersuchten Stichprobe als geringfügig oder klinisch nicht signifikant angesehen werden. Dies könnte mit der präoperativen Planung und der Wahl von Elektrodenarrays zusammenhängen, die einen geeigneten Teil der Cochlea abdecken. Frühere Forschungen betonten die Bedeutung der Cochlea-Abdeckung bei der Verringerung der Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz⁸. So fand beispielsweise eine frühere Studie heraus, dass längere Elektrodenarrays mit besseren Sprachwahrnehmungsergebnissen bei Stille und Lärm assoziiert waren, möglicherweise aufgrund einer erhöhten Cochlea-Abdeckung²¹.

Die vorliegende Studie ergab, dass die Einfügungstiefe des Elektrodenarrays ein signifikanter Prädiktor für die Frequenz-zu-Platz-Diskrepanz ist, wobei tiefere Einsätze zu einer geringeren Diskrepanz führen. Die Korrelationsanalyse zeigte starke negative Korrelationen über alle Elektrodenkontakte zwischen den AID- und Halbtonverschiebungen der jeweiligen Gruppe (ABF und DF). Diese Verbindung war mit der ABF deutlich stärker. Dieses Ergebnis stimmt mit früheren Studien überein, die den Zusammenhang zwischen Cochlea-Länge, Einstichwinkel und tonotopischer Fehlanpassung bei 106 Cochlea-Implantat-Empfängern untersuchten. Laut der Greenwood-Karte meldeten sie eine tonotopische Diskrepanz in allen Cochleae, die von -10 bis -16 Halbtönen reichte, mit weniger Diskrepanz bei kleinen und mittelgroßen Cochleae als bei großen. Die Autoren führten diesen Unterschied auf die Länge der Cochlea relativ zur Elektrodenlänge und nicht auf die absolute Länge der Cochlea zurück. Neuere Studien berichteten über ähnliche Befunde, wie etwa einen erhöhten Einfügungswinkel des apikalsten Elektrodenkontakts, der mit einem geringeren Unterschied zwischen Standard- und ABF-Mismatch¹² verbunden ist. Innerhalb jedes Teilnehmers zeigten ABF-Karten jedoch geringere Fehlanpassungen als DF-Karten. Es bleibt noch zu klären, welcher Bereich der Einsatztiefe ABF am hilfreichsten ist. Dennoch haben diese Ergebnisse wichtige Auswirkungen auf die CI-Programmierung und unterstreichen die Notwendigkeit einer individuellen Anpassung basierend auf der Cochlea-Anatomie des Empfängers. Röntgengeführte ABF kann besonders vorteilhaft sein, wenn die Einführungstiefe des Elektrodenarrays dazu beitragen kann, die Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz zu minimieren und die Spracherkennungsergebnisse zu verbessern.

Die Ergebnisse der vorliegenden Studie zeigten, dass die Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz zwischen verschiedenen Elektrodenkontakten variierte, wobei die signifikantste Diskrepanz in den apikalen Elektroden, insbesondere bei Kontakten C03 und C04, auftrat. Diese Ergebnisse stimmen mit einer früheren Studie überein, die ähnliche Ergebnisse für spezifische Elektrodenkontakte berichtete, sich jedoch von anderen Kontakten^{unterschied 22}. Variabilität wurde in den mit der ABF-Methode geschätzten Zentrumsfrequenzen im Vergleich zu den Standardfrequenzen für verschiedene Elektrodenkontakte und Teilnehmer beobachtet. Dies unterstreicht die Notwendigkeit individueller Frequenzallokationsmethoden, um die Genauigkeit der Cochlea-Implantatanpassung zu verbessern. Die Analyse der Frequenzunterschiede zwischen ABF und DF im Vergleich zum TF zeigte einen signifikanteren Unterschied zwischen 1976 Hz und 4779 Hz. Das deutet darauf hin, dass ABF in dieser Region, die nahe der Mitte der Cochlea liegt, wirksamer war. Es ist auch möglich, dass die Diskrepanz in diesem Bereich mit DF sehr hoch ist, was den signifikanteren Unterschied erklären könnte. Schließlich zeigte die Untersuchung der ABF-Karte und ihre Abweichung vom DF die signifikante Diskrepanz bei den Elektrodenkontakten 3 und 4. Die Lage dieser Kontakte innerhalb der Cochlea, des AID oder der aktuellen Standard-Frequenzallokationsmethode könnte dies erklären. Insgesamt deuten diese Ergebnisse darauf hin, dass es Verbesserungsmöglichkeiten bei der CI-Anpassung gibt, insbesondere um die Fehlanpassung zwischen Frequenz und Platzierung in den apikalen Kontakten zu verringern.

Obwohl die Studie wertvolle Einblicke in röntgengesteuerte ABF als Alternative zur CT-geführten ABF bietet, könnte ihre kleine Stichprobengröße die Relevanz der Ergebnisse einschränken und die statistische Fähigkeit zur Erkennung signifikanter Unterschiede oder Zusammenhänge verringern. Um dem entgegenzuwirken, wurde eine nachträgliche Leistungsanalyse durchgeführt. Für die beobachtete Effektgröße (Cohens d = 1,13) beim Vergleich der absoluten Gesamtfrequenzverschiebung zwischen Standardanpassung (6,6 ± 5,6 Halbtöne) und ABF (2,6 ± 3,8 Halbtöne) lieferte die Stichprobe von 16 Ohren 98,8 % Leistung bei einem Signifikanzniveau von 5 %, um einen echten Unterschied zu erkennen. Dies deutet darauf hin, dass trotz der kleinen Stichprobe die beobachteten Unterschiede wahrscheinlich statistisch robust sind.

Der Fokus lag vor allem auf der Wirkung der röntgengesteuerten ABF auf die Fehlanpassung zwischen Frequenz und Ort, ohne andere kritische Faktoren wie Sprachwahrnehmung, Klangqualität oder patientenberichtete Ergebnisse zu bewerten. Daher sind zukünftige Studien mit größeren Stichprobengrößen, die sowohl objektive als auch subjektive Ergebnismaße einbeziehen, notwendig, um röntgengesteuerte ABF weiter zu erforschen. Neuere Forschungen legen nahe, dass in vivo tonotopische Karten, die aus der Elektrocochleographie abgeleitet wurden, genauere Frequenz-zu-Ort-Schätzungen liefern könnten als die mit Standard-Cochlea-Kartierungen erzeugten und in zukünftigen Untersuchungen berücksichtigt werden sollten^23,24. Zusätzlich könnte die Registrierung postoperativer Röntgenaufnahmen mit präoperativer CT untersucht werden, um die Genauigkeit der AID-Schätzung²⁵ weiter zu verbessern.

Zusammenfassend zeigte die vorliegende Studie, dass röntgengesteuerte ABF die Frequenz-zu-Ort-Diskrepanz bei CI-Empfängern/-Nutzern minimieren könnte. Die Ergebnisse zeigten eine signifikante Abnahme der mittleren Diskrepanz mit ABF im Vergleich zur DF-Methode. Die Analyse betonte eine erhebliche Diskrepanz zwischen Frequenz und Platzierung in mehreren Elektrodenkontakten, insbesondere bei den Basalelektroden. Das legt nahe, dass ABF in dieser Region von Vorteil sein könnte. Darüber hinaus hob die Forschung die Notwendigkeit hervor, die richtige Länge für das Elektrodenarray auszuwählen, um die Diskrepanz zu verringern. Die Regressionsmodelle zeigten, dass je tiefer die Einfügung, desto geringer die Diskrepanz ist, was darauf hindeutet, dass eine präzise CDL-Schätzung für eine optimale KI-Programmierung entscheidend ist. Weitere Studien mit größeren Stichproben und langfristigen Nachbeobachtungen sind jedoch erforderlich, um die Vorteile der röntgengesteuerten ABF in der klinischen Praxis zu bestätigen.

Materialien

Liste der in diesem Artikel verwendeten Materialien

Name	Unternehmen	Katalognummer	Kommentare
Greenwood-Funktion	Mathematisches Modell für cochleare tonotopische Abbildung	Integration in OTOPLAN-Software	Berechnung der transponierten Frequenz (TF) (Schritt 4.1.1)
MAESTRO-Software	Programmierungssoftware für Cochlea-Implantate	MED-EL GmbH (Innsbruck, Österreich)	ABF-Frequenzimport und CI-Programmierung (Schritt 4.3 & Strich; 4.4)
MED-EL FLEX26 Elektrodenarray	26 mm Cochlea-Implantatelektrode	MED-EL GmbH (Innsbruck, Österreich)	Cochlea-Implantation (Tabelle 1)
MED-EL FLEX28-Elektrodenarray	28 mm Cochlea-Implantat-Elektrode	MED-EL GmbH (Innsbruck, Österreich)	Cochlea-Implantation (Tabelle 1)
OTOPLAN-Software	Software zur chirurgischen Planung und Elektrodenanalyse	CAScination AG (Bern, Schweiz) in Zusammenarbeit mit MED-EL (Innsbruck, Österreich)	Anatomische Markierung, Elektroden-Identifikation, CDL- und AID-Berechnung, ABF-Kartenerstellung (Schritte 3, 4)