Кохлеарная имплантация: первый опыт с анатомической подборкой с рентгеновским руководством

Краткое содержание

Этот протокол вводит рентгеновскую анатомическую подгонку (ABF) для кохлеарных имплантов, чтобы уменьшить несоответствие между частотами и место и, возможно, улучшить результаты лечения пациентов.

Аннотация

В данном исследовании представлен протокол применения рентгеновского анатомического фитинга (ABF) в программировании кохлеарных имплантатов (CI) с целью уменьшения несоответствия между частотами и местами. Цель — улучшить выравнивание между частотами, стимулируемыми каждым электродом, и естественной тонотопической организацией улитки, тем самым улучшая восприятие речи и слуховые результаты. Традиционные методы по умолчанию (DF) не учитывают индивидуальные вариации в кохлеарной анатомии, что приводит к несоответствиям, которые могут влиять на производительность. В этом проспективном исследовании 16 ушей у 12 пользователей CI с нормальной кохлеарной анатомией были оценены с помощью рентгеновской визуализации для оценки глубины углового вставления (AID) и руководства протоколом ABF. Частотные назначения для каждого электрода корректировались с помощью программ OTOPLAN и MAESTRO для соответствия тонотопической карте улитки. Результаты показали, что ABF значительно снижает среднее несоответствие между частотами и местами (2,6 ± 3,8 полутона) по сравнению с DF (6,6 ± 5,6 полутона). ABF также показала более сильную корреляцию между AID и сдвигами частоты, наиболее заметные улучшения были в среднекохлеарной области. Этот протокол применяет низкорадиационную и доступную альтернативу АБФ, управляемой КТ, особенно полезную для педиатрических или чувствительных к радиации населения. Рентгеновское направленное ABF демонстрирует потенциал для более точного программирования CI и потенциал для улучшения исходов лечения. Рекомендуется проводить дальнейшие исследования с более крупными группами и более длительными периодами наблюдения для подтверждения клинических преимуществ.

Введение

Кохлеарные импланты (ДИ) стали стандартом ухода в слуховой реабилитации, позволяя людям с тяжёлыми и глубокими нарушениями слуха значительно улучшать понимание речи, коммуникативные навыки и общее качество^{жизни. 1}. Однако на опыт реципиентов CI могут влиять различные факторы, включая задержки обработки звука, методы подгонки и различия в^{громкости 2}.

Традиционные частоты центра по умолчанию (DF) делают акцент на послеоперационных поведенческих показателях, но часто игнорируют вариабельность анатомии кохлеи и позиции контакта электродов среди пользователей. Кроме того, эти факторы могут зависеть от расы, пола или этнической^{принадлежности 3,4}. Несмотря на недавние достижения в стратегиях подгонки, которые улучшили программирование ДИ, картирование ДФ всё ещё нуждается в пересмотре из-за сложностей при рассмотрении органа Корти (ОК) и длины кохлеарного протока (CDL⁾⁵.

Основным следствием по умолчанию частотного отображения является «несоответствие частот в место», которое возникает, когда частота, передаваемая CI-электродом, отличается от тонотопической частоты кохлеарной области, которую он^{стимулирует 6}. Это несоответствие может возникать из-за анатомической изменчивости, хирургической техники и конструкции электродного массива, все из которых влияют на его^{величину 7}. Это может усугубляться стандартными схемами распределения частот, используемыми во многих системах CI, которые часто упускают из виду индивидуальную анатомию кохлея и расположение электродов. Недавние исследования показывают значительную корреляцию между несоответствием частоты и мест и низкими показателями односложных фраз, плохим восприятием речи и снижением различия^{речи 6,8}.

Для решения проблем DF-картирования^{был введён} персонализированный метод CI-программирования, известный как анатомическое подгонка (ABF). ABF стремится более точно согласовать карту частот КИ с естественной кохлеарной анатомией человека, используя данные КТ после операции. Эта интеграция позволяет назначать специфические частоты фильтров пациента на основе анатомического расположения контакта каждого^{электрода 10}. Основная цель — минимизировать тонотопические расхождения и улучшить согласованность между стимулируемыми частотами и естественной^{тонотопией 11}. В частности, ABF показала значительное улучшение восприятия речи по сравнению с^{DF 9}, улучшение распознавания речи и более высокое принятие^{пользователями 12,13}.

Несмотря на положительные результаты ABF, его применение ограничено из-за необходимости послеоперационных КТ, что приводит к увеличению радиационного воздействия, что вызывает беспокойство у детей и чувствительных^{групп 14}.

Многочисленные исследования показали, что достижения в технологиях визуализации могут значительно снизить воздействие радиации, сохраняя при этом качество диагностики. Например, на животных моделях низкодозовые традиционные КТ показали снижение дозы радиации на 50% без потери диагностической^{эффективности 15}. Конусно-лучевая КТ обеспечивает лишь 6%–16% дозы радиации стандартных многослойных КТ, обеспечивая сопоставимое качество изображения, что подчёркивает прогресс в стратегиях снижения^{дозы 16}. В совокупности эти результаты подтверждают внедрение оптимизированных протоколов визуализации для минимизации риска радиации после кохлеарной имплантации. Недавнее исследование предложило рентгеновское направленное ABF как реальную альтернативу для борьбы с воздействием КТ¹⁷. Поэтому данное исследование направлено на изучение первой применимости рентгеновского АБФ у реципиентов ДИ.

Протокол

Это исследование было проведено в соответствии с этическими стандартами аффилированного учреждения и получило одобрение Институционального обзорного совета (Ref. No. 23/0605/IRB). Письменное информированное согласие было получено от всех участников до регистрации. Конфиденциальность участников и безопасность данных обеспечивались на протяжении всего исследования. Используемое программное обеспечение указано в Таблице материалов.

1. Набор участников

1. Идентифицировать реципиентов CI с помощью адекватных послеоперационных рентгеновских снимков и полных аудиологических записей. Убедиться, что все включенные КИ реципиенты также прошли предоперационную КТ для расчёта CDL и оценки анатомии кохлеа перед имплантацией.
   1. Подтвердить, что у участников нормальная кохлеарная анатомия, определяемая как отсутствие мальформаций и явных поворотов кохлеа, что подтверждается предоперационной визуализацией и хирургическими записями.
   2. Проверьте клинические материалы для подтверждения права на ABF. Послеоперационная визуализация основана только на рентгене для проверки электродов; дополнительные послеоперационные КТ не требуются.
2. Получите согласие.
   1. Чётко объясните цели исследования и процесс ABF, управляемый рентгеном, каждому участнику или опекуну.
   2. Получите письменное информированное согласие перед началом сбора данных.

2. Получение рентгеновских лучей после операции и подготовка изображений

1. Сделайте рентгеновские снимки.
   1. Запланируйте стандартизированную трансорбитальную (модифицированную версию Стенвера) рентгеновскую съёмку для каждого реципиента CI в радиологическом отделении.
   2. Разместите головку так, чтобы весь электродный массив был виден.
2. Подготовьте изображения.
   1. Сохраняйте рентгеновские изображения в формате DICOM.
   2. Загрузите изображения в программное обеспечение для планирования (OTOPLAN в сотрудничестве с MED-EL).
      ПРИМЕЧАНИЕ: Согласно MED-EL, минимальная глубина вставки, необходимая для включения ABF, возникает, когда самый апикальный электрод (E1) соответствует частоте около 340 Гц, что соответствует углу вставки примерно 540°, или 1,5 кохлеарных витков. В мелких улитках электродная решетка FLEX28 может поддерживать ABF, обеспечивая достаточное покрытие кохлея для точного отображения частот. В то же время электродные массивы FLEXSOFT и STANDARD обычно считаются оптимальными кандидатами для ABF, так как обычно обеспечивают почти полное покрытие кохлеаров до примерно 720°, а частоты E1 варьируются примерно от 100 до 185^{Гц 18}°.

3. Анатомическая маркировка и идентификация электродов

1. Отмечайте анатомические ориентиры.
   1. В программном обеспечении для планирования используйте указательные инструменты, чтобы выбрать круглое окно и кохлеарный центр как анатомические точки отсчёта.
   2. Убедитесь, что эти ориентиры точно расположены, прежде чем перейти к идентификации электродов.
2. Определите контакты электродов.
   1. Ручно маркируйте каждый видимый контакт электрода последовательно (например, C.01-C.12) с помощью функции картирования электродов программного обеспечения.
   2. Сверьте заказ и позиции с документацией производителя или хирургическими заметками.

4. Расчет кохлеарных параметров и распределение частот

1. Генерируйте анатомические параметры.
   1. Рассчитайте CDL для каждого участника с помощью предоперационных КТ. Определите AID для каждого контакта с электродом с помощью послеоперационных рентгеновских снимков и программного обеспечения для планирования, определяя ключевые анатомические ориентиры (модиолы, круглые окна и контакты электрода).
   2. Активируйте функцию Greenwood в программном обеспечении, чтобы получить TF для каждого контакта электрода.
2. Экспортировать набор данных ABF.
   1. Используйте анатомические параметры, рассчитанные на шаге 4.1 (CDL и AID для каждого контакта электрода), а также вручную определяемые анатомические ориентиры, модиолы, круглые окна и положения контакта электрода в качестве входных данных для программного обеспечения OTOPLAN. Примените функцию Гринвуда в OTOPLAN для оценки частоты кохлеарного расположения для каждого контакта электрода и генерации индивидуальных карт ABF для каждого пациента.
   2. Экспортировать полученные значения частоты ABF в совместимый файл данных (например, CSV или Excel) для импорта в программное обеспечение CI (MAESTRO).
3. Импортируйте в программное обеспечение.
   1. Запустите программное обеспечение CI.
   2. Перейдите к разделу частотного отображения или распределения.
4. Применить ABF-отображение
   1. Загрузите файл частоты ABF на карту пациента, убедившись, что все каналы совпадают с рассчитанными тонотопическими целями.
   2. Сохраните эту натуру как новую программу.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Здесь можно сделать паузу с возобновлением перепрограммирования и активацией устройства при следующем визите в клинику, если потребуется.

5. Расчёт несоответствия между частотой и местом

1. Вычислите несоответствие.
   1. Записывайте частоты DF, ABF и TF для каждого контакта электрода.
   2. Вычислите несоответствие полутонов как для DF, так и для ABF с помощью формулы:
      n = 12 × log₂ (Запрограммированная частота / TF)
2. Подготовьте набор данных.
   1. Введите значения несоответствия, а также демографические и анатомические данные в таблицу для дальнейшего анализа.

6. Статистический анализ

1. Оценивайте нормальность данных.
   1. Используйте тест Шапиро-Уилка для оценки распределения каждой переменной набора данных.
2. Сравните DF и ABF.
   1. Используйте парный t-тест для нормальных данных или тест Уилкоксона со знакомым рангом для ненормальных данных для сравнения несоответствия DF и ABF.
3. Проанализировать корреляцию глубины вставки.
   1. Рассчитайте корреляцию Пирсона или Спирмана между AID и полутоновыми несоответствиями.
   2. Визуализируйте результаты с помощью диаграмм рассеяния.

7. Безопасность и конфиденциальность

1. Минимизировать радиационное воздействие.
   1. Используйте минимальную разумную дозу рентгена и обеспечивайте щитовидную железу и защиту тела во время обследования, особенно для детей.
2. Защитить данные.
   1. Храните все данные безопасно на серверах, одобренных учреждением.
   2. Де-идентификация всей информации о пациентах до анализа или распространения.

8. Устранение неполадок

1. Сбой импорта программного обеспечения
   1. Убедитесь, что экспортированные файлы совместимы с требуемым форматом программного обеспечения.
2. Неполная видимость электродов
   1. Настройте настройки рентгена или получите дополнительный обзор при необходимости для чёткости.

Результаты

Участниками были 4 двусторонних пользователей КИ и 8 односторонних пользователей КИ, что в итоге составило 16 ушей. Средний возраст при имплантации составлял 17,0 ± 16,7 года. См. Таблицу 1 для демографии участников. Рисунок 1A сравнивает центральные частоты ABF, DF и TF между контактами электрода (C.01 по C.12). Частоты ABF близко совпадают с частотами TF, за исключением базальной области, где существует чёткое различие между TF и DF. ABF и TF показывают самое близкое выравнивание в центральном диапазоне частот.

Дальнейший анализ тонотопически основанного AID (рисунок 1B) показал постоянное уменьшение от основания улитки к вершине. Этот рисунок соответствует анатомии кохлеарной спирали, где базальная область реагирует на более высокие частоты, а апикальная — на более низкие.

Средние рассчитанные центральные частоты каждого контакта электрода см. Таблицу 2. Среднее абсолютное несоответствие частот между DF и TF составляло от 2,7 до 15,9 полутонов, со средним значением 6,6 ± 5,6. ABF затем уменьшил эту полутональную разницу: среднее несоответствие между ABF и TF составляло 2,6 ± 3,8 и варьировалось от 0,2 до 11,6 полутона. Статистическое сравнение несоответствия между TF, ABF и DF показало значительную разницу (рисунок 2A).

Как показано на рисунке 2B , графическая визуализация полутональной разницы выявила более значительное несоответствие между DF и TF по сравнению с несоответствием между ABF и TF, учитывая, что TF является эталоном. Различия обеих групп были более заметны в апикальных контактах электродов и незначительными в базальных электродах. Самое заметное несоответствие было обнаружено в контактах C03 и C04. Причины этих несоответствий, особенно для электродов C03 и C04 в некоторых случаях пациентов, в основном связаны с индивидуальными различиями в анатомии кохлеа, такими как размер и форма, которые влияют на глубину и место размещения электродов. Хирургическая техника и позиционирование электродов также играют свою роль, поскольку небольшие отклонения могут привести к изменениям в частотном сопоставлении.

Корреляционный анализ показал сильные, значимые отрицательные связи между AID каждой группы и её полутоновыми сдвигами (ABF и DF). Однако эта связь была гораздо более прочной с DF, как видно на рисунке 3A . Коэффициент корреляции Пирсона в группе ABF составлял (r= -0,68) по сравнению с (r= -0,81) в группе DF. Взаимосвязь между обеими группами была линейной, что указывает на то, что большая глубина вставки соответствует меньшему числу несоответствий в расположении частот.

Анализ различий в абсолютных частотах между DF и ABF относительно среднего TF на каждом контакте электрода показал, что максимальный частотный диапазон составлял от 1976 до 4779 Гц. Этот ареал соответствует центральной области улитки. Кроме того, эта область демонстрировала наибольшую вариабельность между разными участниками, как показано на рисунке 3B. Анализ несоответствия частот и места между текущей картой ABF и DF без учёта TF выявил значительное снижение (в полутонах) после перехода участников на ABF. Кроме того, по сравнению с TF на каждом контакте электрода, несоответствие с DF было больше, чем с ABF. Для ABF наибольшее видимое несоответствие наблюдалось на первом и втором ходах: C3 (8,4 ± 3,9 полутона) и C4 (8,3 ± 3,3 полутона) (см. рисунок 4A). Анализ полутонов между частотами и местом для каждого участника выявил видимые несоответствия в случаях 7, 9 и 13 (рисунок 4B).

Рисунок 1: Сравнение распределения частот и углов вставки электродов. (A) Для каждого контакта электрода (C01-C12) показаны центральные частоты, назначенные ABF, DF и тонотопической частотой (TF). ABF демонстрирует более точное выравнивание с TF, чем DF по всей решетке электродов. (B) Угол вставки, измеренный для каждого контакта электрода на основе послеоперационного рентгена, иллюстрирующего угловое движение от основания до вершины улитки. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы увидеть увеличенную версию этой фигуры.

Рисунок 2: Несоответствие частот и места между стратегиями подгонки. (A) Значения несоответствия частоты по месту для DF и ABF отображаются на контактах электродов. ABF приводит к меньшему несоответствию, чем DF у большинства контактов. (B) Значения несоответствия для DF и ABF, построенные с TF в качестве ориентира. ABF демонстрирует уменьшенное и более равномерное несоответствие по сравнению с DF, особенно в апикальных контактах. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы увидеть увеличенную версию этой фигуры.

Рисунок 3: Связь между глубиной вставки и несоответствием частот . (A) Корреляция между сдвигом частоты AID и полутона для DF и ABF. Оба метода показывают отрицательную корреляцию, но ABF демонстрирует меньшую изменчивость несоответствий. (B) Абсолютные различия между частотами DF и ABF относительно среднего TF для каждого контакта. Отдельные уши отмечены по цвету, что подчёркивает изменчивость между пациентами. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы увидеть увеличенную версию этой фигуры.

Рисунок 4: Несоответствие частот между местами на основе корпуса и контакта. (A) Значения несоответствия частот между местами для DF и ABF отображаются для каждого контакта электрода по всей когорте. (B) Значения полутонов между частотами и расположением для каждого случая по массиву электродов, иллюстрирующие индивидуальную вариабельность несоответствий. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы увидеть увеличенную версию этой фигуры.

Таблица 1: Демография участников и исходные клинические характеристики всех реципиентов кохлеарных имплантов (N = 16 ушей). Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы скачать эту таблицу.

Таблица 2: Сравнительный анализ частоты несоответствий для DF и ABF по сравнению с TF для всех контактов электродов. ** для 0,01 > p ≥ 0,001, и *** для p <0,001. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы скачать эту таблицу.

Обсуждение

Анатомическое разнообразие улитки и изменчивость длин электродных массив CI могут приводить к несоответствию частот в место, негативно сказываясь на распознавании речи и производительности CI^19,20. Кроме того, использование ABF может эффективно уменьшить несоответствие между частотами и место и улучшить распознавание^{речи 7,12}. Однако использование ABF ограничено необходимостью высокоразрешающих КТ, которые дорогостоящие, занимают много времени и подвергают КИ воздействию^{радиации 10}. В настоящем исследовании изучалось, эффективно ли рентгеновски управляемый ABF минимизирует несоответствие частот между местами и улучшает распознавание речи. Результаты показывают, что рентгеновски управляемый ABF более эффективен, чем DF, в уменьшении несоответствий между частотами и местами, при этом среднее несоответствие значительно ниже. Анализ также подчеркнул важность правильного выбора длины электрода для минимизации несоответствия между различными контактами электрода.

Одним из ключевых выводов исследования является то, что среднее несоответствие между частотами и местом значительно ниже при ABF, чем при DF. ABF приводил к значительно более низкому среднезначению абсолютного несоответствия частот и мест (2,6 ± 3,8), чем DF (6,6 ± 5,6). Частоты ABF были ближе к тонотопической частоте (TF) в нижнем диапазоне частот и почти эквивалентны TF в среднем диапазоне. В отличие от этого, частоты как для DF, так и для ABF были схожи в области верхних частот. Это открытие свидетельствует о том, что ABF была точнее, чем DF, в согласовании частотных компонентов входящего звука с соответствующими контактами электрода вдоль улитки. Эти результаты соответствуют предыдущим исследованиям, показывающим, что КТ-управляемый ABF повышает точность программирования кохлеарных имплантов. Предыдущее исследование показало, что ABF значительно уменьшил несоответствие частот и места по сравнению с DF, достигнув снижения на 20,7^{% 12}. Аналогично, другое исследование показало, что КТ-управляемый ABF значительно снижает несоответствие между частотами и местами. Эти результаты свидетельствуют о том, что рентгеновское направленное ABF так же эффективно, как и ABF 11 на основе^КТ.

Такие результаты имеют прямое клиническое значение, поскольку несоответствие частоты в место может негативно влиять на результаты КИ. Исследование показало значительную корреляцию между несоответствием частот и мест на частоте 1500 Гц и снижением односложных баллов в течение 6 месяцев после^{имплантации 6}. Аналогично, другое исследование обнаружило значительную корреляцию между несоответствием частот и места (от 0,469 до 1,604 октав) и дискриминацией речи при шуме после 6 месяцев использования ДИ. Однако этот эффект ослаб через 6-12^{месяцев 8}.

Семитональная разница, описанная в данном исследовании, может считаться незначительной или клинически незначимой на некоторых частотах в исследуемой выборке. Это может быть связано с предоперационным планированием и выбором электродных решеток, покрывающих надлежащую часть улитки. Предыдущие исследования подчёркивали важность покрытия кохлеаром для уменьшения несоответствия частот и места⁸. Например, предыдущее исследование показало, что более длинные электродные массивы связаны с лучшими результатами восприятия речи при тишине и шуме, возможно, из-за увеличения покрытия^{кохлеаров 21}.

В данном исследовании было установлено, что глубина вставки решетки электродов является значительным предиктором несоответствия частот и места, при этом более глубокие вставки приводят к уменьшению несоответствия. Анализ корреляции показал сильные отрицательные корреляции по всем контактам электродов между сдвигами AID и полутонами каждой группы (ABF и DF). Эта ассоциация была особенно сильнее с ABF. Это открытие совпадает с более ранними исследованиями, которые изучали связь между длиной кохлеара, углом вставки и несоответствием тонотического у 106 реципиентов кохлеарных^{имплантов 22}. Согласно карте Гринвуда, они зафиксировали тонотическое несоответствие во всех улитках, варьирующееся от -10 до -16 полутонов, с меньшим несоответствием у мелких и средних улитков, чем у крупных. Авторы связывали эту разницу с длиной улитки относительно длины электрода, а не с абсолютной длиной улитки. Недавние исследования сообщили о схожих результатах, таких как увеличенный угол вставки самого апикального контакта электрода, что связано с меньшей разницей между стандартным и ABF-несоответствием¹². Однако внутри каждого участника карты ABF показывали меньшие несоответствия, чем карты DF. Остаётся установлено, какой диапазон глубины ввода ABF наиболее полезен. Тем не менее, эти результаты имеют важные последствия для программирования КИ и подчёркивают необходимость индивидуальной подгонки на основе анатомии кохлеарного пациента. ABF с рентгеновским направлением может быть особенно полезен в случаях, когда глубина вставки электродного массива помогает минимизировать несоответствие частот и места и улучшать результаты распознавания речи.

Результаты настоящего исследования показали, что несоответствие частот и места варьировалось между различными контактами электродов, причём наиболее значительное несоответствие наблюдалось в апикальных электродах, в частности в контактах C03 и C04. Эти результаты совпадают с предыдущим исследованием, которое сообщало о схожих результатах для определённых контактов с электродом, но отличалось от других^{контактов 22}. Наблюдалась вариабельность центральных частот, оценённых методом ABF, по сравнению с частотами по умолчанию, используемыми для различных контактов электродов и участников. Это подчёркивает необходимость индивидуализированных методов распределения частот для повышения точности посадки кохлеарных имплантов. Анализ различий частот между ABF и DF относительно TF выявил более значимую разницу между 1976 Гц и 4779 Гц. Это говорит о том, что ABF была более эффективна в этой области, которая находится ближе к середине улитки. Также возможно, что несоответствие в этой области очень высоко с DF, что объясняет более значительную разницу. Наконец, анализ карты ABF и её отклонения от DF показал наибольшее несоответствие в контактах электродов 3 и 4. Расположение этих контактов внутри улитки, AID или текущий стандартный метод распределения частот может объяснить это. В целом, эти данные свидетельствуют о том, что есть потенциал для улучшения подхода КИ, особенно в сокращении несоответствия частоты между местами в апикальных контактах.

Хотя исследование даёт ценные сведения о рентгеновском наведении ABF как альтернативе КТ-управляемому ABF, его небольшой размер выборки может ограничить актуальность результатов и снизить статистическую способность выявлять значимые различия или ассоциации. Для решения этой проблемы был проведён пост-хок анализ мощности. Для наблюдаемого размера эффекта (коэффициент Коэна d = 1,13), при сравнении абсолютного общего смещения частоты между стандартной подгонкой (6,6 ± 5,6 полутона) и ABF (2,6 ± 3,8 полутона), выборка из 16 ушей обеспечивала 98,8% мощности при уровне значимости 5% для обнаружения истинной разницы. Это указывает на то, что, несмотря на малую выборку, наблюдаемые различия, вероятно, статистически устойчивы.

Основное внимание уделялось влиянию рентгеновского гидроанализа ABF на несоответствие частот и места, без оценки других критических факторов, таких как восприятие речи, качество звука или результаты, сообщаемые пациентами. Поэтому необходимы будущие исследования с более крупными выборками, включающими как объективные, так и субъективные показатели исхода для дальнейшего изучения АБФ, управляемой рентгеном. Недавние исследования показывают, что in vivo тонотопические карты, полученные из электрокохлеографии, могут обеспечивать более точные оценки частоты и места, чем те, что получаются с использованием стандартных кохлеарных карт, и должны учитываться в будущих^{исследованиях 23,24}. Кроме того, можно исследовать регистрацию послеоперационного рентгена с предоперационной КТ для дальнейшего повышения точности оценки^{СПИД 25}.

В заключение, настоящее исследование показало, что рентгеновское направленное ABF может минимизировать несоответствие частот и мест у реципиентов и пользователей CI. Результаты показали значительное снижение среднего несоответствия с ABF по сравнению с методом DF. Анализ подчеркнул значительное несоответствие между частотой и расположением в нескольких контактах электродов, особенно в базальных электродах. Это говорит о том, что ABF может быть полезен в этом регионе. Кроме того, исследование подчеркнуло необходимость выбора правильной длины для электродного массива, чтобы уменьшить несоответствие. Регрессионные модели показали, что чем глубже вставка, тем меньше несоответствие, что указывает на то, что точная оценка CDL крайне важна для оптимального программирования CI. Однако необходимы дальнейшие исследования с увеличением выборки и долгосрочные наблюдения для подтверждения преимуществ рентгеновского наведения ABF в клинической практике.

Материалы

Список материалов, использованных в этой статье

Имя	Компания	Каталожный номер	Комментарии
Функция Гринвуд	Математическая модель для кохлеарного тонотопического отображения	Интегрировано в программное обеспечение OTOPLAN	Расчёт транспонированной частоты (TF) (Шаг 4.1.1)
Программное обеспечение MAESTRO	Программное обеспечение для кохлеарных имплантов	MED-EL GmbH (Инсбрук, Австрия)	Импорт частот ABF и программирование CI (Step 4.3– 4.4)
Электродная решетка MED-EL FLEX26	Электрод кохлеарного импланта диаметром 26 мм	MED-EL GmbH (Инсбрук, Австрия)	Кохлеарная имплантация (Таблица 1)
Электродная решетка MED-EL FLEX28	28 мм электрода для кохлеарного импланта	MED-EL GmbH (Инсбрук, Австрия)	Кохлеарная имплантация (Таблица 1)
Программное обеспечение OTOPLAN	Программное обеспечение для хирургического планирования и анализа электродов	CAScination AG (Берн, Швейцария) в сотрудничестве с MED-EL (Инсбрук, Австрия)	Анатомическая маркировка, идентификация электродов, расчёт CDL и AID, генерация карты ABF (шаги 3, 4)