Anwendung der absichtlichen Stimulation des Gesichtsnervs während der Cochlea-Implantation als elektrophysiologisches Instrument zur Schätzung der intracochleären Elektrodenposition

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 13426 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Dieser Proof of Concept beschreibt die Verwendung der evozierten elektromyographischen (EMG) Aktivierung des Gesichtsnervs zur intraoperativen Überwachung der Elektrodeneinführung während der Cochlea-Implantation (CI). Bei neun Patienten mit CI-Implantation wurden intraoperative EMG-Messungen am Gesichtsnerv durchgeführt. Während und unmittelbar nach dem Einsetzen der Elektrode wurden elektrische Stromimpulse von Kontakten auf dem CI-Array abgegeben. Zur Kontrolle wurden die Ergebnisse der EMG-Messungen mit postoperativen Flachbildschirm-Volumen-Computertomographie-Scans mit sekundärer Rekonstruktion (fpVCTSECO) verglichen. Während des Einsetzens nahm die EMG-Reaktion, die durch die elektrische Stimulation vom CI hervorgerufen wurde, mit der Annäherung des stimulierenden Kontakts an den Gesichtsnerv zu und nahm mit zunehmender Entfernung ab. Nach dem vollständigen Einführen stimulierten Kontakte auf der apikalen Hälfte des CI-Arrays höhere EMG-Reaktionen im Vergleich zu denen auf der basalen Hälfte. Ein Vergleich mit der postoperativen Bildgebung zeigte, dass Elektrodenkontakte, die hohe EMG-Reaktionen stimulierten, die kürzesten Abstände zum Gesichtsnerv aufwiesen. Es konnte gezeigt werden, dass die elektrisch evozierte EMG-Aktivierung des Gesichtsnervs zur Überwachung des Fortschritts während der CI-Elektrodeneinführung und zur Kontrolle der intracochleären Elektrodenposition nach vollständiger Einführung verwendet werden kann.

Die Cochlea-Implantation (CI) hat sich in den letzten Jahrzehnten zur effektivsten Rehabilitationsmethode für Patienten mit hochgradigem Hörverlust entwickelt1. Voraussetzung für ein gutes Sprachverstehen ist die korrekte Position der Elektrode in der Cochlea. Daher muss eine ungünstige intracochleäre Platzierung der Elektrode wie eine Dislokation oder ein Umknicken der Spitze vermieden werden, da dies zu einer unangemessenen Stimulation der neuronalen Strukturen in der Cochlea führt2,3. In einer aktuellen Übersicht wurde beschrieben, dass eine falsche Elektrodenposition wie unvollständiges Einsetzen oder Knicken häufiger bei geraden flexiblen Elektroden auftritt, während ein Umknicken der Elektrodenspitze häufiger bei vorgeformten Elektroden festgestellt werden kann4. Andererseits kann die korrekte Positionierung der Elektrode in Kombination mit einer anatomisch basierten Auswahl der Elektrodenstimulation zu einem besseren Sprachverständnis führen, da eine optimierte Cochlea-Abdeckung erreicht werden kann5,6,7,8,9,10. Um die Position der Elektrode zu kontrollieren, stehen verschiedene Techniken zur Verfügung, entweder in Echtzeit während des Einführens oder nach dem Einfügungsvorgang. Mittels intraoperativer Bildgebung ist eine Echtzeitkontrolle möglich. Die einzige Technik, die die Elektrodenposition direkt erkennen kann, ist die Fluoroskopie11,12,13. Nachteile dieser Technik bestehen darin, dass der Scan in der Stenver-Projektion durchgeführt werden muss und dass zumindest der Chirurg und der Patient einer ionisierenden Strahlung ausgesetzt sind. Darüber hinaus ist eine Echtzeitüberwachung des Elektrodeninsertionsprozesses durch Elektrocochleographie (ECochG) möglich. Während der ECochG-Aufzeichnung von Signalen, die über Haarzellen und Hörnervenfasern ausgelöst werden, kann die relative Position der Elektrode gemessen werden14. Während der CI-Elektrodeneinführung konnten steigende Signalamplituden in intracochleären ECochG-Aufzeichnungen beobachtet werden15. Da ECochG-Aufzeichnungen jedoch von Reaktionen der verbleibenden Hörfunktion der Cochlea abhängen14, können Patienten unterschiedliche Signalverhaltensmuster zeigen16, was die Verwendung von ECochG als Hilfsmittel zur Lokalisierung der CI-Array-Position erschwert.

Zur intraoperativen Erkennung von Elektrodenluxationen oder -fehlstellungen wurden verschiedene Instrumente entwickelt, die entweder Elektroden-Neuronal-Interaktionen oder Systeme nutzen, die die elektrische Aktivität des Implantats nutzen. Durch die Messung elektrisch induzierter zusammengesetzter Aktionspotentiale können die Skalarposition17 und eine Spitzenfaltung18 ermittelt werden. Darüber hinaus können die Impedanzen19 oder die Streuung der Anregungen20 zur Erkennung einer ungünstigen Elektrodenposition genutzt werden. Nach dem Einsetzen oder nach der Operation wird in der Regel die Position der Elektrode mittels radiologischer Bildgebung überprüft. Es stehen verschiedene Systeme zur Verfügung, die meist ionisierende Strahlung zur Kontrolle der Elektrodenposition verwenden3,10,11, es gibt jedoch laufende Forschungen zur Verwendung der Magnetresonanztomographie (MRT) zur Kontrolle nach einer Cochlea-Implantation21.

Das Gesichtsnervenmonitoring (FNM) wird häufig bei neurochirurgischen22, neurotologischen23,24 und anderen Kopf- und Halseingriffen, wie z. B. der Ohrspeicheldrüsenchirurgie25, eingesetzt. Mittels FNM wird die elektromyographische Aktivität (EMG) der vom Gesichtsnerv innervierten Muskeln überwacht, um indirekt die Funktion des siebten Hirnnervs zu messen. Bei CI wird FNM häufig eingesetzt, um unbeabsichtigte Nervenverletzungen beim Bohren im Mastoid und in der hinteren Tympanotomie zu vermeiden26. In einigen Studien wurde jedoch gezeigt, dass die Anwendung von FNM das Risiko einer Schädigung des Gesichtsnervs nicht verringert27. FNM wird auch zur Navigation bei der robotergestützten Cochlea-Implantation verwendet28.

CIs können grundsätzlich den Gesichtsnerv elektrisch stimulieren. Dieser Effekt ist die Grundlage der postoperativen Stimulation des Gesichtsnervs (FNS), einer seltenen, aber unerwünschten Nebenwirkung der Cochlea-Implantation. Typische durch FNS verursachte Symptome sind unwillkürliche Zuckungen der Gesichtsmuskeln oder sogar schmerzhafte Krämpfe der Gesichtsmuskeln29. Postoperatives FNS kann durch eine Reihe bekannter Erkrankungen begünstigt werden, wie z. B. Otosklerose30,31, Fehlbildungen der Cochlea32 oder in Fällen mit einer deutlich verringerten Knochendicke, die die obere basale Windung der Cochlea vom labyrinthischen Segment des Gesichtsnervs trennt33,34.

Die Ergebnisse eines Rechenmodells von Frijns et al.35 legen nahe, dass Otosklerose dazu führen kann, dass die Stimulationsschwelle des Gesichtsnervs innerhalb des elektrischen Dynamikbereichs des CI-Benutzers liegt. FNS, die nach der Implantation auftreten, können durch die Verwendung einer dreiphasigen Pulsstimulation36,37, eine Neupositionierung der Elektroden, einen Wechsel des Implantattyps oder schließlich durch Explantation38 reduziert werden. Andererseits kann FNS theoretisch bei jedem CI-Benutzer ausgelöst werden, wenn ausreichend hohe Stimulationsniveaus angewendet werden36. Da diese Stimulationspegel jedoch über dem maximal angenehmen Lautstärkepegel bei CI-Benutzern liegen, die nicht die zuvor beschriebenen Bedingungen aufweisen, können sie nur bei anästhesierten Probanden angewendet werden.

Da alle zuvor genannten Maßnahmen zur Steuerung der intracochleären Positionierung der Elektrode Nachteile haben, besteht weiterhin Bedarf an zusätzlichen Werkzeugen, um dem Chirurgen während des Implantationsverfahrens Echtzeit-Feedback zu geben. Zu diesem Zweck war das Ziel der vorliegenden Studie die Entwicklung einer neuen elektrophysiologischen Technik. In diesem Zusammenhang wurde FNS, das normalerweise als unerwünschte Nebenwirkung von CI angesehen wird, während der Operation absichtlich hervorgerufen und auf seine Anwendbarkeit zur Schätzung der Elektrodenposition hin untersucht.

Die Grundhypothese ist, dass das EMG-Signal, das durch die Stimulation von Elektrodenkontakten in unmittelbarer Nähe des Gesichtsnervs induziert wird, sich von entfernten Elektrodenkontakten unterscheidet. Somit kann aus den unterschiedlichen Signalen möglicherweise der relative Abstand des jeweiligen Elektrodenkontakts zum Gesichtsnerv abgeschätzt werden. Um dies zu testen, wurde ein Konzept entwickelt, bei dem beim Einführen der am weitesten apikale Elektrodenkontakt für FNS verwendet wurde. Hypothetisch steigt das EMG-Signal in Echtzeit an, wenn sich der Elektrodenkontakt dem Gesichtsnerv in seinem labyrinthischen Abschnitt nähert. Nach dem Passieren des Gesichtsnervs und mit zunehmender Entfernung sollte das EMG-Signal abnehmen. Durch dieses Verfahren kann ein Passieren des Elektrodenkontakts im Bereich des Gesichtsnervs gemessen werden, was ein Zeichen für einen relativen Einführungsfortschritt ist. Nach dem vollständigen Einführen erfolgt die Stimulation über jeden Elektrodenkontakt. Hypothetisch sollte das EMG-Signal für den Elektrodenkontakt am höchsten sein, der dem Gesichtsnerv am nächsten liegt. Auf diese Weise kann eine Karte erstellt werden, die den Abstand zwischen jedem Kontakt und dem Gesichtsnerv zeigt und zur Messung der vollständigen Insertion verwendet werden könnte.

Die Studie wurde an 9 erwachsenen Patienten (im Folgenden als Probanden bezeichnet und mit S1–S9 abgekürzt) durchgeführt, die sich an der Klinik für Hals-Nasen-Ohrenheilkunde, Plastische, Ästhetische und Rekonstruktive Kopf- und Halschirurgie der Universität Würzburg einer Cochlea-Implantation unterzogen . Es wurden sieben Frauen und zwei Männer im Alter zwischen 29 und 84 Jahren (Mittelwert = 53,67, SD = 22,72) Jahre eingeschlossen (demografische Einzelheiten siehe Tabelle 1). Alle Probanden erfüllten die Indikation zur Cochlea-Implantation gemäß der deutschen Sk2-Richtlinie zur Cochlea-Implantation und wurden mit einem SNYCHRONY2® Cochlea-Implantatsystem des Herstellers MEDEL GmbH (Innsbruck, Österreich) implantiert. Dieser Hersteller bietet eine Reihe von Elektrodentypen mit unterschiedlichen Array-Längen an, um eine optimale Anpassung des Implantats an die Anatomie des Patienten zu gewährleisten. Den teilnehmenden Probanden wurden 4 verschiedene Elektrodentypen implantiert (siehe Tabelle 1). Tabelle 2 listet die verwendeten Elektrodentypen, ihre jeweilige Array-Länge und den Abstand zwischen den einzelnen Kontakten auf. In der vorliegenden Studie wurden die Elektrodenkontakte auf den Arrays in aufsteigender Reihenfolge von apikal nach basal nummeriert.

Die Studie wurde gemäß der Deklaration von Helsinki durchgeführt und von der Ethikkommission der Universität Würzburg genehmigt (315/15_z). Vor der Operation wurden alle Probanden über die Studie informiert und gaben ihr schriftliches Einverständnis.

Der Versuchsaufbau (siehe Abbildung 1) basierte auf den von Bahmer et al.36 eingeführten Systemen. Es bestand aus einer Forschungsschnittstellenbox 2 (RIB2; Abteilung für Ionenphysik und Angewandte Physik der Universität Innsbruck, Österreich) und einem g.USBamp-Biosignalverstärker (g.tec GmbH, Schiedlberg, Österreich), verbunden mit einem Laptop-Computer (2.5 GHz-Dual-Core-Intel-CPU und 8 GB RAM). Alle Stimulations- und Aufzeichnungsparameter wurden über eine grafische Benutzeroberfläche gesteuert, die mit der Software Matlab R2017b (The MathWorks Inc., Natick, USA) programmiert wurde. Der RIB2 wandelte die Stimulationsparameter in Befehle um, die über eine telemetrische Sendespule an das CI des Probanden gesendet wurden. Der Biosignalverstärker zeichnete die EMG-Reaktion auf die Stimulationsimpulse über subkutane Nadelelektroden auf, die ipsilateral in zwei verschiedene Muskelgruppen eingeführt wurden, die vom Gesichtsnerv innerviert werden. Der EMG-Kanal, der die EMG-Aktivität des M. orbicularis oculi aufzeichnet, maß die Potentialunterschiede zwischen einer Elektrode über der Augenbraue und einer unter dem Auge. Die Elektroden des Kanals, der die EMG-Aktivität des M. orbicularis oris aufzeichnet, wurden oberhalb der Oberlippe und unterhalb der Unterlippe eingeführt. Die Referenzelektroden wurden in inaktiven Bereichen an der Stirn und am Kinn platziert. Es wurde überprüft, dass alle Impedanzen unter 5 kΩ lagen. Um Stimulation und EMG-Aufzeichnungen zu synchronisieren, sendete das RIB2 beim Einsetzen jedes Impulses ein Triggersignal aus. Das Triggersignal wurde einem Eingang des Biosignalverstärkers zugeführt. Die Eingänge des Biosignalverstärkers wurden mit einer Rate von 38,4 kHz abgetastet. Die digitalisierten Signale wurden auf der Festplatte des Computers gespeichert.

Versuchsaufbau für intraoperative EMG-Aufzeichnungen. Der Aufbau bestand aus einem PC zur Stimulation und Messsteuerung, einer Forschungs-CI-Schnittstelle (RIB2) zur Stimulation und einem g.USBamp-Biosignalverstärker zur Aufzeichnung von zwei EMG-Kanälen.

Die Stimulation bestand aus zweiphasigen Impulsen mit kathodischer Leitphase, die im monopolaren Modus angewendet wurden. Die Phasendauer jedes Impulses wurde auf 150 µs und die Phasenlücke auf 2,1 µs eingestellt. Für jede Messung wurden 2 aufeinanderfolgende Impulse mit einer Rate von 100 Impulsen pro Sekunde ausgesendet.

Das Verfahren zur Messung der Elektrodeneinführung in Echtzeit umfasste die folgenden Schritte: Zuerst führte der Chirurg zwei Elektrodenkontakte in die Trommelfellskala ein und hielt inne, während der Testleiter die Stimulation vom apikalsten Kontakt aus mit einem niedrigen Strompegel startete. Wenn der angelegte Strompegel keine EMG-Reaktion hervorrief, wurde der Strompegel vorsichtig erhöht, bis eine EMG-Reaktion aufgezeichnet wurde, die vom Hintergrundrauschen des Biosignalverstärkers gerade noch visuell erkennbar war. Der folgende Schritt bestand darin, dass der Chirurg das Einführen der nächsten beiden Elektrodenkontakte fortsetzte und dann pausierte. Während der Pause wurde mit der im ersten Schritt ermittelten Stromstärke stimuliert und die entsprechende EMG-Reaktion gemessen. Dieser Schritt wurde für jeweils zwei Elektrodenkontakte wiederholt, bis die vollständige Elektrodeneinführung erreicht war. Abbildung 2 beschreibt drei theoretische Schlüsselphasen des Messvorgangs beim schrittweisen Einführen. In Abbildung 2A werden nur wenige Elektrodenkontakte in die Cochlea eingeführt. Der Abstand zwischen dem apikalsten Kontakt und dem Gesichtsnerv ist immer noch groß, sodass die Stimulation nur geringfügige EMG-Reaktionen hervorruft. In Abbildung 2B ist die Einfügung bereits fortgeschritten. Aufgrund der unmittelbaren Nähe kann der apikalste Kontakt den Gesichtsnerv am effektivsten stimulieren und eine starke EMG-Reaktion hervorrufen. In Abbildung 2C hat der apikalste Kontakt den Gesichtsnerv bereits passiert und der Abstand zwischen beiden nimmt wieder zu. Dadurch verliert die Stimulation ihre Wirksamkeit und die EMG-Antwort nimmt mit jedem Einführschritt ab.

Schematische Darstellung der Echtzeitmessungen. Die EMG-Aktivität wird während des schrittweisen Einführens des Cochlea-Implantat-Elektrodenarrays aufgezeichnet. Die Tafeln (A, B und C) veranschaulichen drei verschiedene Phasen des Messverfahrens. Der Gesichtsnerv wird mit der Abkürzung FN bezeichnet.

Nach vollständiger Einführung der Elektrode wurde eine Stimulation von jedem Elektrodenkontakt auf dem Array durchgeführt und die anschließende EMG-Reaktion von beiden EMG-Kanälen aufgezeichnet. Für jeden Probanden wurden mehrere Messläufe mit unterschiedlichen Stimulationsniveaus durchgeführt, um Daten mit optimalem Signal-Rausch-Verhältnis zu gewinnen. Als Startwert wurde der aktuelle Pegel gewählt, der für die Echtzeitmessungen verwendet wurde. Wenn diese Stromstärke auch bei vollständig eingeführter Elektrode deutliche EMG-Antworten der einzelnen Elektrodenkontakte hervorrief, wurden in den nachfolgenden Messläufen niedrigere Stromstärken verwendet. Wenn dieser aktuelle Wert jedoch keine erkennbaren EMG-Reaktionen hervorrief, wurde der aktuelle Wert erhöht, bis eine erkennbare Reaktion gemessen wurde.

Zur Kontrolle der Insertion wurden Flachbildschirm-Volumencomputertomographie (fpVCT)-Scans auf einem Angiographiesystem (Axiom Artis; Siemens Healthcare AG, Erlangen, Deutschland) mit der kommerziell erhältlichen Software Syngo DynaCT (Siemens Healthcare AG) durchgeführt, was zu einer Schichtdicke von 466 führte µm. Anschließend wurden Sekundärrekonstruktionen (fpVCTSECO) mit einer Schichtdicke von 99 µm erstellt39. Alle CT-Scans wurden in das DICOM-Format konvertiert und in den Open-Source-Bildbetrachter Horos (Version 3.3.5; Nimble Co LLC d/b/a Purview, Annapolis, Maryland, USA) importiert. Zunächst wurde die „Cochlea-Ansicht“40 eingestellt, bei der es sich um eine axiale Ansicht der Cochlea handelt, die durch Drehung gegen die drei Körperachsen erzeugt wird. In dieser zweidimensionalen Ansicht wurde der Elektroden-Gesichtsnervenabstand (EFND) für jede Elektrode zwischen der Mitte des Metallartefakts und der Mitte des Gesichtsnervenkanals im Querschnitt gemessen. Abbildung 3A ist eine schematische Darstellung der EFND-Messung. Abbildung 3B ist ein Beispiel eines fpVCTSECO-Scans in Cochlea-Ansicht, der die CI-Elektrodenkontakte mit ihrer Position auf dem Array, dem Gesichtsnerv und dem EFND von Elektrodenkontakt Nummer 3 zeigt.

(A) Schematische Darstellung der Messung des Elektrodenabstands des Gesichtsnervs mit Farbcodierung der relativen Abstände (rot: kürzester Abstand; schwarz: längster Abstand). (B) Beispiel für die Messung des Elektrodenabstands des Gesichtsnervs in der Cochlea-Ansicht eines fpVCTSECO-Scans. Die Elektrodenkontakte des CI sind in der Reihenfolge von apikal nach basal nummeriert. Der Gesichtsnervenkanal ist im Scan gelb markiert. Die gestrichelte grüne Linie symbolisiert den Abstand zwischen der Mitte des Gesichtsnervs und dem Elektrodenkontakt Nummer 3.

Die Daten wurden mit der Programmiersprache für statistische Berechnungen R (Version 4.0.2) und der integrierten Entwicklungsumgebung RStudio (Version 1.3.1073) analysiert. Zur grafischen Darstellung der Daten wurde das Paket ggplot2 (3.3.5) verwendet. Um die Korrelation zwischen EFNDs und normalisierten EMG-Amplituden zu untersuchen, wurde die nichtparametrische Spearman-Rangkorrelation mithilfe des Statistikpakets (4.0.2) berechnet.

Wie in Abbildung 4 zu sehen ist, zeigte fpVCTSECO von Probanden, denen der Elektrodentyp Standard, FLEXsoft oder FLEX28 implantiert wurde, den kürzesten EFND für den medialen Elektrodenkontakt Nummer 6. Den kürzesten EFND von S8 und S9, beide mit dem kurzen Elektrodentyp FLEX24 implantiert wurde für die Elektrodenkontakte Nr. 3 bzw. 4 gemessen.

Elektrodenabstand des Gesichtsnervs als Funktion der Elektrodenkontaktzahl. Die Entfernungen wurden anhand von fpVCTSECO-Scans in der Cochlea-Ansicht gemessen. Die Farben entsprechen den verschiedenen implantierten Elektrodentypen.

Während des Einsetzens wurde ein objektspezifischer Strompegel verwendet, um die EMG-Reaktion zu stimulieren. Der aktuell verwendete Pegel für das jeweilige Fach ist in der zweiten Spalte der Tabelle 3 zu finden. Die dritte Spalte der Tabelle 3 enthält den entsprechenden Ladepegel in Ladungseinheiten (QU), wobei 1 QU ungefähr 1 nC entspricht.

Bei 8 der 9 Probanden wurde während des schrittweisen Einführens der Elektrode kontinuierlich eine EMG-Reaktion auf beiden Kanälen aufgezeichnet. S2 wurde von der Analyse ausgeschlossen, da keine EMG-Reaktion hervorgerufen werden konnte, bis eine Anzahl von 6 Kontakten eingeführt worden war, und daher keine Schlussfolgerung über die Hälfte des Einführungsprozesses gezogen werden konnte. Bei Proband S1 begann die Aufzeichnung, als bereits 4 statt zwei Kontakte eingefügt waren. Die beim Einsetzen verwendeten Ladezustände lagen zwischen einem Minimum von 56,7 QU und einem Maximum von 92,138 QU mit einem Mittelwert von 67,331 QU.

Als Beispiel zeigt Abbildung 5 die rohen EMG-Aufzeichnungen während des schrittweisen Einfügungsprozesses in Subjekt S3. Die obere und die untere Reihe zeigen die EMG-Kurven für den periokularen bzw. perioralen EMG-Kanal. Die Anzahl der aktuell eingefügten Kanäle wird durch die Zahl über jedem Diagramm angezeigt. Die dargestellten Kurven stellen den Mittelwert der durch die beiden aufeinanderfolgenden Stimulationsimpulse hervorgerufenen EMG-Signale dar. Das durch den Stimulationsimpuls verursachte elektrische Stimulationsartefakt ist zu Beginn jeder Aufzeichnung zu sehen. Im Fall des periokularen EMG-Kanals ist das Artefakt um ein Vielfaches größer als das Artefakt des perioralen EMG-Kanals und wird aufgrund der gewählten y-Achsenskalierung abgeschnitten. Der Vergleich der Amplitude der EMG-Antworten zwischen den beiden Kanälen zeigt deutlich, dass die mit dem perioralen Kanal aufgezeichnete Antwortstärke ein Vielfaches der Amplitude im periokularen Kanal betrug. Im Verlauf des schrittweisen Einsetzens in Proband S3 ist zu erkennen, wie die EMG-Amplituden in beiden Kanälen mit jedem Schritt ansteigen, bis eine Anzahl von 6 Elektrodenkontakten eingefügt wurde. Mit fortschreitendem Einsetzen von 8 und 10 Elektrodenkontakten nimmt die EMG-Reaktion wieder ab, steigt aber bei vollständiger Einfügung von 12 Elektrodenkontakten ein zweites Mal an. Beim Periokularkanal erreicht die EMG-Antwort ihr Maximum bei 6 eingeführten Elektrodenkontakten; im perioralen Kanal wird das Maximum erst bei vollständiger Insertion erreicht.

Beispiel einer Roh-EMG-Aufzeichnung während der Elektrodeneinführung bei Proband S3. Bei jedem Einführschritt betrug die Stimulationsstromstärke 378 CU. Die obere Reihe zeigt die EMG-Aufzeichnungen von M. orbicularis oculi, die untere Reihe von M. orbicularis oris. Die Anzahl der aktuell eingefügten Kontakte lässt sich am Zahlenstrahl oberhalb der Grafik ablesen. Jedes Signal entspricht dem Durchschnitt der EMG-Antworten auf zwei nachfolgend ausgesendete Stimulationsimpulse. In beiden EMG-Kanälen ist zu Beginn jeder Aufzeichnung das durch den Stimulationsimpuls verursachte elektrische Stimulationsartefakt zu erkennen. Im Fall des Musculus orbicularis oculi ist das Artefakt um ein Vielfaches größer als das Artefakt des Musculus orbicularis und wird daher in dieser Darstellung abgeschnitten.

Die EMG-Reaktionsstärke unterschied sich stark zwischen den Probanden sowie zwischen den periokularen und perioralen EMG-Kanälen. Um eine bessere Vergleichbarkeit der Ergebnisse zu erreichen, wurden daher die Daten jedes Probanden und jedes EMG-Kanals normalisiert. Der Normalisierungsprozess hat der niedrigsten EMG-Reaktion den Wert 0 und der maximalen EMG-Reaktion den Wert 1 zugewiesen.

Abbildung 6 zeigt die normalisierte EMG-Reaktion während der schrittweisen Einfügung für beide EMG-Kanäle. Mit wenigen Ausnahmen zeigten die Messungen beider EMG-Kanäle bei allen 8 Probanden eine stabile Übereinstimmung. Mit fortschreitender Insertion ist ein anfänglicher Anstieg und anschließender Rückgang der normalisierten EMG-Reaktion zu beobachten.

Normalisierte EMG-Reaktionen während der schrittweisen Elektrodeneinführung bei 8 Probanden. Die EMG-Antworten werden als Funktion der Anzahl der eingeführten Elektrodenkontakte angezeigt. Die durchgezogenen und gestrichelten Linien entsprechen dem periokularen bzw. perioralen EMG-Kanal. Durch die Normalisierung wurde der niedrigsten Amplitude der Wert 0 und der maximalen Amplitude der Wert 1 zugewiesen.

Abbildung 6 zeigt, dass in den Fällen S1, S3 und S6 die EMG-Reaktion gegen Ende, also wenn das Array vollständig eingeführt wurde, wieder zunimmt. Die Messungen in S4 zeigten Spitzen des EMG-Signals bei zwei verschiedenen Anzahlen eingeführter Kontakte (periokular: 6; perioral: 8). Bei den übrigen Probanden zeigten die im medialen Teil der Cochlea auftretenden Peaks eine stabile Übereinstimmung zwischen beiden EMG-Kanälen. Unter der Voraussetzung einer exakt konstanten Schrittweite beim Einführen kann davon ausgegangen werden, dass die Position P des stimulierenden apikalen Kontakts als Differenz zwischen der Anzahl aller Kontakte auf dem Array berechnet werden kann (alle MED-EL-Elektrodentypen verfügen über 12 Kontakte). ) und die Anzahl der bereits eingefügten Kontakte Neingefügt. Während der schrittweisen Einführung konnte die EMG-Amplitude bei 8 von 9 Probanden kontinuierlich verfolgt werden.

Unter Berücksichtigung der Ablenkung des EMG-Signals gegenüber P kann nun der Kontakt abgeschätzt werden, der dem Gesichtsnerv nach vollständiger Insertion am nächsten liegt. Tabelle 4 listet die nach Formel 1 berechneten P-Werte auf, die die höchste EMG-Reaktion in jedem Kanal zeigen, und vergleicht sie mit der jeweils kürzesten gemessenen EFND. Der Vergleich ergab eine klare Übereinstimmung zwischen Bildgebung und EMG-Messung bei 5 von 7 (EMG periokular) und 4 von 7 (EMG perioral) Probanden. In Bezug auf S8 zeigt Kontakt 3 den kürzesten EFND. Da beim Einfügen Schrittweiten von 2 Kontakten verwendet wurden, kann für ungerade Kontaktzahlen keine genaue Übereinstimmung festgestellt werden. Bei S8 ist jedoch der Peak am benachbarten Kontakt 2 sichtbar.

Die für die Messungen nach dem Einsetzen verwendeten Strompegel unterschieden sich von den Strompegeln, die während der Echtzeitmessungen verwendet wurden. In den Spalten 4 und 5 der Tabelle 3 sind die fachspezifischen Stromstärken bzw. die entsprechenden Ladestufen aufgeführt. Jeder Proband zeigte eine individuelle Stimulationsschwelle, oberhalb derer eine visuell deutlich erkennbare EMG-Reaktion beobachtet werden konnte. Die beim Einsetzen verwendeten Ladezustände lagen zwischen einem Minimum von 46,778 QU und einem Maximum von 170,1 QU mit einem Mittelwert von 77,648 QU. Allerdings können zu hohe Stimulationspegel je nach verwendetem Elektrodenkontakt zu keinen deutlichen Spitzen führen. Ein solcher „Zusammenbruch“ führte folglich zu starken EMG-Antworten an mehreren Kontakten des Arrays, die eine Abschätzung der Position der Elektrode in Bezug auf den Gesichtsnerv anhand der EMG-Amplituden unmöglich machen. Daher wurden nur solche Daten in die Analyse einbezogen, die mit Stimulationsamplituden erfasst wurden, die eine eindeutige EMG-Reaktion hervorriefen und eine bestmögliche räumliche Differenzierung ermöglichten. Die EMG-Reaktionen des M. orbicularis oculi sind in Abbildung 7 dargestellt, die des M. orbicularis oris in Abbildung 8 nach Stimulation durch jeden Kontakt der vollständig eingeführten Elektrodenanordnung für jeden der 9 Probanden. Als zusätzliche Dimension wurden die radiologisch gemessenen EFNDs pro Kontakt des jeweiligen Probanden als relativer Farbverlauf zu den Kurven in den Abbildungen 7 und 8 aufgetragen. Bei den Echtzeitmessungen wurde die EMG-Reaktion jedes Probanden und jedes EMG-Kanals ermittelt zur besseren Vergleichbarkeit normalisiert. Durch die Normalisierung wurde der niedrigsten EMG-Reaktion der Wert 0 und der höchsten der Wert 1 zugewiesen. Als Bewertungskriterium für das Vorhandensein einer Spitze in den EMG-Daten wurde willkürlich ein Schwellenwert bei 75 % normalisierter EMG-Reaktion definiert. Wie in den Abbildungen 7 und 8 zu sehen ist, erreichten die ausgewählten Stromstärken an einzelnen bzw. mehreren Elektrodenkontakten Reaktionsstärken, die 75 % der normalisierten EMG-Amplitude überstiegen. Die EMG-Reaktionen, die den Schwellenwert überschritten, werden im Folgenden als Peaks bezeichnet. Tabelle 5 fasst zusammen, bei welchem ​​Elektrodenkontakt der kürzeste EFND radiologisch gemessen wurde und bei welchen Kontakten nach vollständiger Einführung EMG-Peaks gemessen wurden.

Normalisierte EMG-Reaktionen des M. orbicularis oculi als Funktion der Kontakte auf der vollständig eingeführten Elektrodenanordnung. Der Farbverlauf stellt den radiologisch ermittelten Elektrodenabstand des Gesichtsnervs (rot: kürzester Abstand; schwarz: längster Abstand) für jedes Subjekt dar. Die horizontale gestrichelte Linie zeigt den willkürlich gewählten EMG-Schwellenwert bei 75 % normalisierter EMG-Reaktion.

Normalisierte EMG-Reaktionen des M. orbicularis oris als Funktion der Kontakte auf der vollständig eingeführten Elektrodenanordnung. Der Farbverlauf stellt den radiologisch ermittelten Elektrodenabstand des Gesichtsnervs (rot: kürzester Abstand; schwarz: längster Abstand) für jedes Subjekt dar. Die horizontale gestrichelte Linie zeigt den willkürlich gewählten EMG-Schwellenwert bei 75 % normalisierter EMG-Reaktion.

Die Streudiagramme in Abbildung 9 zeigen die Beziehung zwischen dem postoperativ ermittelten EFND und den normalisierten Amplituden der EMG-Antworten der Muskeln Orbicularis oculi (linke Seite) und Oris (rechte Seite), gemessen für jeden Elektrodenkontakt aller Probanden nach vollständiger Einführung. Die lineare Regressionsfunktion der Daten (rote durchgezogene Linie) und das entsprechende Konfidenzintervall (95 %) zeigen einen deutlichen Rückgang der normalisierten EMG-Reaktionen mit zunehmendem EFND in beiden Muskelgruppen. Der Rangkorrelationskoeffizient R nach Spearman ergab eine negative mäßige Korrelation für den periokularen EMG-Kanal (R(106) = − 0,39, p < 0,001) und eine negative starke Korrelation für den perioralen EMG-Kanal (R(106) = − 0,6, p <). 0,001). Beide Korrelationen waren statistisch signifikant.

Korrelation zwischen den normalisierten EMG-Reaktionen des M. orbicularis oculi (linke Seite) und des Oris (rechte Seite) nach vollständiger Einführung bei allen Probanden und den radiologisch gemessenen Elektrodenabständen der Gesichtsnerven. Die rote Linie zeigt die lineare Regression der jeweiligen Ergebnisse an, der grau schattierte Bereich um die Regressionslinie zeigt das 0,95-Konfidenzintervall. R ist der Korrelationskoeffizient nach Spearman und p ist das Signifikanzniveau der Korrelation.

In der vorliegenden Studie wurde untersucht, ob das durch elektrische Stimulation über die CI-Elektrode hervorgerufene FNS als Marker für die intracochleäre Position des Elektrodenarrays während und nach der Einführung verwendet werden kann. Es wurde die Hypothese aufgestellt, dass Elektrodenkontakte mit kürzerem Abstand zum Gesichtsnerv (EFND) den Nerv effektiver stimulieren können als Kontakte weiter entfernt. Der erste Teil dieser Studie umfasste Aufzeichnungen von EMG-Reaktionen während der schrittweisen Einführung von CI-Elektrodenarrays. Die Schrittgröße betrug jeweils zwei Kontakte. Nach jedem Schritt wurden Stimulationsimpulse vom am weitesten apikalen Kontakt des Arrays abgegeben und die hervorgerufenen EMG-Reaktionen der Orbicularis oculi- und Oris-Muskeln wurden aufgezeichnet. Im zweiten Teil der Studie wurden von jedem Kontakt des vollständig eingeführten Elektrodenarrays nacheinander Stimulationsimpulse abgegeben und die hervorgerufenen EMG-Reaktionen aufgezeichnet. Die EFNDs jedes Patienten wurden in postoperativen fpVCTSECO-Scans gemessen und mit den intraoperativ aufgezeichneten EMG-Reaktionen verglichen.

Die Messungen des EFND im „Cochlear-View“ von fpVCTSECO-Scans zeigten eine ausreichende Machbarkeit. Interessanterweise konnten anhand ihrer Minima, d. h. der kürzesten EFND, zwei Arten von Steigungen unterschieden werden (Abbildung 4). Ein Steigungstyp zeigte den kürzesten EFND bei Kontakt 3 oder 4 und umfasste nur den kürzesten Elektrodentyp (FLEX24). Dieser Elektrodentyp wurde in Fällen implantiert, in denen das Restgehör erhalten bleiben sollte. Dementsprechend sollte die Elektrode die Länge der Cochlea nur teilweise abdecken, um beschädigte innere Haarzellen im Bereich der hohen Frequenzen zu ersetzen und gleichzeitig die Funktionalität der apikaleren Haarzellen aufrechtzuerhalten. Daher waren die Kontakte näher am apikalen Ende der Elektrode dem Gesichtsnerv am nächsten.

Der andere Steigungstyp zeigte die kürzesten EFNDs bei Kontakt 6 und umfasste alle Elektrodentypen, die für eine vollständige Cochlea-Abdeckung verwendet wurden (FLEX28, FLEXsoft und Standard). Die Tatsache, dass trotz des Längenunterschieds zwischen FLEX28 und FLEXsoft bzw. Standard (siehe Tabelle 2) bei jedem der drei Elektrodentypen der kürzeste EFND an Kontakt 6 gemessen wurde, lässt sich dadurch erklären, dass FLEXsoft und Standard in Cochleae mit längerer Länge implantiert wurden CDL und beide Typen haben größere Abstände zwischen den Kontakten als der FLEX28.

Darüber hinaus ist der Längenunterschied vom Basiskontakt bis zum Kontakt 6 zwischen der 28-mm- und der 31,5-mm-Elektrode relativ kurz (1,5 mm (5 × 0,3 mm)) und kleiner als der Abstand zwischen den Kontakten (2,1 oder 2,4 mm). . Folglich ist der Unterschied möglicherweise nicht groß genug, dass ein anderer Kontakt als Nummer 6 näher am Gesichtsnerv liegt und dennoch einen niedrigeren EFND aufweist. Dieses Wissen könnte für die weitere Entwicklung und Forschung genutzt werden. Wenn weitere EFND-Messungen das vorliegende Ergebnis bestätigen, dass Elektrode 6 bei vollständiger Cochlea-Abdeckung durch lange Elektrodentypen immer den niedrigsten EFND aufweist, kann dies möglicherweise zur Überprüfung der korrekten Einfügung des entsprechenden Arrays im klinischen Alltag verwendet werden, indem nur das EMG-Signal gemessen wird nach dem Einsetzen. In Fällen mit teilweiser Cochlea-Abdeckung (z. B. bei elektroakustischer Stimulation) könnte es möglich sein, präoperativ zu bestimmen, welcher Kontakt den kleinsten EFND haben sollte, und dieser Kontakt sollte dann unter Berücksichtigung des EMG-Signals am nächsten zum Gesichtsnerv implantiert werden.

Bei 8 von 9 Patienten konnte beim Einsetzen des CI-Arrays ein elektrisch hervorgerufenes EMG-Signal erfolgreich überwacht werden. Mit fortschreitender Einführtiefe verringerte sich zunächst der Abstand zwischen dem apikalsten Kontakt und dem Gesichtsnerv und die Stimulationswirksamkeit nahm zu. Dies konnte am Anstieg der EMG-Amplituden als Funktion der Anzahl der eingesteckten Kontakte beobachtet werden. Danach vergrößerte sich mit fortschreitender Einführtiefe der Abstand zwischen der Elektrode und dem Gesichtsnerv wieder, was sich in einer Abnahme der EMG-Amplituden widerspiegelte. Nach dem letzten Einführschritt zeigten 4 der Probanden einen erneuten Anstieg der EMG-Amplituden. Dies trat ausschließlich bei Probanden auf, denen längere Elektrodentypen (Standard, FLEX28) implantiert wurden, und nicht bei den beiden Patienten, denen ein kurzer FLEX24-Typ implantiert wurde. Daher kann davon ausgegangen werden, dass dieser Anstieg auf eine zweite Annäherung an den apikalsten Kontakt mit dem Gesichtsnerv in der zweiten Cochlea-Windung zurückzuführen ist. Bei 5 von 8 Probanden bestand eine Übereinstimmung zwischen der geschätzten Anzahl eingeführter Kontakte, die einen EMG-Peak über der Schwelle von 75 % der normalisierten EMG-Amplitude aufwiesen, und den radiologisch gemessenen EFNDs. Bei einem Probanden, dessen kürzester EFND für eine ungerade Kontaktnummer gemessen wurde, erschien der EMG-Peak an einem der geraden benachbarten Kontakte. Diese Ergebnisse stützen die Hypothese, dass bei zunehmender Insertion das Passieren der Elektrodenspitze im Bereich des Gesichtsnervs elektromyographisch gemessen werden kann.

ECochG ist eine weitere elektrophysiologische Messung, die zur Echtzeitüberwachung während der Cochlea-Implantation verwendet werden kann14. Obwohl ECochG normalerweise zur Überwachung von Cochlea-Traumata verwendet wird, die durch das Einführen von CI-Elektroden verursacht werden, berichteten Studien an Menschen und Tieren über zunehmende Signalamplituden mit zunehmender Einführtiefe der Elektroden, was vermutlich den abnehmenden Abstand zu Bereichen mit Resthörfunktion in der Cochlea-Spitze widerspiegelt15 . Der Vorteil der in dieser Studie vorgestellten elektromyographischen Messung gegenüber ECochG als Maß für die Einführtiefe besteht darin, dass der Gesichtsnerv als anatomischer Orientierungspunkt zur Schätzung der relativen Position der Elektrode verwendet werden kann.

Nach vollständiger Einführung wurde von jedem Elektrodenkontakt eine Stimulation durchgeführt und die hervorgerufenen EMG-Reaktionen wurden aufgezeichnet. Die EMG-Profile wurden zur besseren Vergleichbarkeit zwischen jedem Probanden und den beiden verwendeten EMG-Kanälen normalisiert. Um Elektrodenkontakte zu identifizieren, die entlang des Arrays EMG-Peaks aufwiesen, wurde ein willkürlich gewählter Schwellenwert von 75 % der normalisierten EMG-Amplitude verwendet. Die so identifizierten Elektrodenkontakte wurden mit den Elektrodenkontakten verglichen, die in den postoperativen fpVCTSECO-Bildern die kürzesten EFNDs zeigten.

Interessanterweise zeigte die Messung nach dem Einführen bei einigen Probanden (z. B. S7) mehrere Spitzenwerte der EMG-Amplitude. Dieser Effekt widerspricht etwas der Hypothese und weist darauf hin, dass es möglicherweise mehr Faktoren gibt, die FNS beeinflussen als EFND allein. Die Identifizierung dieser Faktoren anhand der vorhandenen Daten würde den Rahmen dieser Studie sprengen. Theoretisch könnten solche Spitzen darauf hinweisen, dass der betroffene Elektrodenkontakt einen geringeren Kontaktwiderstand zum Gewebe (d. h. Impedanz) aufweist als die Elektrodenkontakte mit geringerer EMG-Amplitude, aber relativ niedrigem EFND. Da die routinemäßigen Messungen der Elektrodenimpedanzen nach der Implantation jedoch keine höheren Werte an diesen Kontakten ergaben, kann die Elektrodenimpedanz als möglicher Faktor ausgeschlossen werden. Vielmehr deuten diese Spitzen möglicherweise auf Wege besonders hoher elektrischer Leitfähigkeit zwischen dem jeweiligen Elektrodenkontakt und dem Gesichtsnerv hin. Daher könnten mehrere Peaks das Ergebnis einer inkonsistenten Verteilung elektrisch leitfähiger Medien (z. B. Perilymphe) an den einzelnen Elektrodenkontakten sein. Calloway et al.15 vermuteten, dass der Anstieg der Amplituden in ihren ECochG-Messungen mit fortschreitender Einführtiefe der Elektrode auch auf eine günstigere Geometrie in Bezug auf die Cochlea-Generatoren zurückzuführen sein könnte. Spitzen oder Einbrüche in den EMG-Amplituden nach dem Einsetzen der vorliegenden Studie könnten daher auch auf eine günstige oder ungünstige Geometrie zwischen den einzelnen Elektrodenkontakten und dem Gesichtsnerv zurückzuführen sein. Der Hypothese zufolge zeigten jedoch beide EMG-Kanäle bei 5 von 9 Probanden eine Übereinstimmung zwischen den kürzesten EFND- und EMG-Peaks (periokular: S1, S2, S5, S6, S8; perioral: S1, S2, S5, S7, S8). Neben den Spitzen, die den Schwellenwert überschritten, zeigten die Ergebnisse der Messungen nach dem Einsetzen höhere EMG-Reaktionen für Kontakte, die auf der apikaleren Hälfte des Elektrodenarrays lagen. Wie aus den Daten der Insertionsmessungen hervorgeht, spiegelt dies möglicherweise die abnehmende EFND der Kontakte wider, die innerhalb der zweiten Cochlea-Windung näher am Gesichtsnerv liegen als die basaleren Kontakte. Diese Annahme wird auch durch die statistisch signifikanten Ergebnisse der Korrelationsanalyse gestützt, die eine mäßige (periokulare) und starke (periorale) negative Korrelation zwischen den normalisierten EMG-Amplituden und den EFNDs jedes Kontakts zeigten.

Der Vergleich der EMG-Antwortmuster nach dem Einsetzen mit denen während des Einsetzens zeigt, dass beide Verfahren teilweise zu unterschiedlichen Antwortmustern bei denselben Probanden führten (z. B. in S4). Zu beachten ist, dass ein direkter Vergleich nur für drei Probanden (S3, S7 und S8) möglich ist, da bei allen anderen Probanden beide Eingriffe mit unterschiedlichen Stimulationsniveaus durchgeführt wurden (siehe Tabelle 3). Ungenauigkeiten in der Schrittgröße während der manuell gesteuerten schrittweisen Einfügung könnten auch zu verzerrten Antwortmustern geführt haben, die nach der Einfügung nicht reproduziert werden konnten.

Ziel dieser Studie war es, die Machbarkeit des Ansatzes zu beweisen. Die vorgestellte Messung befindet sich noch in der Entwicklung und erfordert weitere Verbesserungen zur Erhöhung der Präzision. Der folgende Abschnitt soll Ansatzpunkte für zukünftige Studien bieten.

Die „Cochlear-Ansicht“ lieferte ausschließlich EFNDs in einer zweidimensionalen Darstellung der Anatomie des Patienten. In der Nähe der Cochlea weist der Gesichtsnerv jedoch einen komplexen dreidimensionalen Verlauf auf. Darüber hinaus ändert das CI-Array beim Durchlaufen der Cochlea-Windungen seine Position in drei Dimensionen. Die in der vorliegenden Studie vorgeschlagenen EFND-Messungen sollten als Schätzung der tatsächlichen Entfernung betrachtet werden. Zukünftige Studien sollten daher untersuchen, ob der EFND durch die Berücksichtigung der dreidimensionalen Anatomie genauer bestimmt werden kann. Jüngste Studien berichteten, dass Patienten mit postoperativem FNS einen signifikant geringeren Abstand und eine geringere Knochendichte zwischen der oberen Basalwindung der Cochlea und dem labyrinthischen Segment des Gesichtsnervs aufwiesen33,34. Zukünftige Studien sollten daher neben dem EFND auch Parameter wie die Knochendichte einbeziehen, die die Ausbreitung des elektrischen Stroms beeinflussen können. Die schrittweise Einfügung wurde in der vorliegenden Studie manuell durchgeführt. Somit konnte die Anzahl der bereits eingefügten Kontakte nur geschätzt werden. Zudem fehlte eine anatomisch definierte Referenz zur genauen Angabe der Länge des bereits eingelegten Elektrodenträgers. Der Schwellenwert der normalisierten EMG-Amplitude von 75 % wurde willkürlich gewählt und ist nur eine grobe Methode zur Erkennung von Spitzen. Moderne Methoden der Peak-Detektion könnten eine bessere Differenzierung verschiedener Peaks (Kontakt in unmittelbarer Nähe des Nervus facialis, größter apikaler Kontakt in der zweiten Cochlea-Windung) erreichen. Zukünftige Studien sollten Änderungen am Stimulationsparadigma in Betracht ziehen, die eine höhere Anzahl von Wiederholungen ermöglichen, was zu einer geringeren Ermüdung des Gesichtsnervs und der von ihm innervierten Muskeln führt. Dadurch soll das Signal-Rausch-Verhältnis verbessert und zusätzlich der Einfluss von Ausreißern (elektrische Artefakte aus dem Operationssaal, spontane Bewegungen des Patienten) auf die Spitzenerkennung verringert werden. Die verwendeten höheren Stimulationsamplituden führten zu breiteren elektrischen Feldern in der Cochlea und den sie umgebenden anatomischen Strukturen, was möglicherweise die Genauigkeit des Systems beeinflusst hat. Messungen im Musculus orbicularis oris ergaben EMG-Antworten mit höheren Amplituden, was zu einem besseren Signal-Rausch-Verhältnis führte. Daher können im Vergleich zu Messungen im Musculus orbicularis oculi geringere Stromstärken zur Stimulation angewendet werden, was zu einer besseren räumlichen Auflösung des EMG führen sollte. Daher schlagen die Autoren vor, dass sich zukünftige Studien auf EMG-Messungen im Musculus orbicularis oris konzentrieren.

Nach unserem besten Wissen ist dies die erste Studie, die das Potenzial der Verwendung von absichtlichem FNS zur Echtzeitüberwachung des Insertionsstatus während und nach der Cochlea-Implantation zeigt. Dieses System könnte für den Bereich der Cochlea-Implantation hilfreich sein, da durch die Anwendung der FNS-Stimulation die Position der Elektrode zumindest für die ersten sechs implantierten Kontakte in der Basaldrehung, was etwa 200 Grad der Cochlea entspricht, ziemlich genau bestimmt werden kann. Da es Hinweise darauf gibt, dass das EMG-Signal wieder ansteigt, wenn sich der stimulierende Kontakt dem Gesichtsnerv in der Mitte der Drehung bei etwa 540 Grad nähert, könnte diese Methode hypothetisch auch ein Umklappen der Elektrodenspitze erkennen. Mit dem System können problemlos weitere Messungen nach der Operation und während der gesamten Tragezeit des Implantats durchgeführt werden. Nach dem Wundverschluss kann das System kontrollieren, ob Manipulationen beim Nähen des Periosts, des Unterhautgewebes und der Haut zu einer Elektrodenverschiebung geführt haben könnten. Darüber hinaus kann bei Verdacht auf eine Elektrodenextrusion nach einer Operation erneut eine Messung des evozierten EMG durchgeführt werden. Wenn die Elektrode nicht verschoben wurde, sollten die höchsten EMG-Reaktionen beim gleichen Stimulationskontakt wie zuvor gemessen werden.

Langfristig könnte das System bei einer strahlungsfreien Cochlea-Implantation zum Einsatz kommen. Der Verzicht auf Strahlung ist insbesondere für Kinder von großem Nutzen41, da es aus epidemiologischen Studien zunehmend Hinweise darauf gibt, dass die Strahlenbelastung des Gehirns weitere erhebliche Risiken mit sich bringt42,43,44. In diesem Konzept erfolgt die präoperative Planung der Implantation, wie die Messung des CDL45,46, die Untersuchung des Verlaufs des Gesichtsnervs47 und der Größe des Schläfenbeins48, in der MRT-Bildgebung. Zur intra- und postoperativen Kontrolle kann das vorgestellte System in Kombination mit ECochG49 oder elektrisch evozierten zusammengesetzten Aktionspotentialen18 verwendet werden. Bei Bedarf kann nach der vom Hersteller definierten Wartezeit eine MRT-Untersuchung mit speziellen Protokollen zur Untersuchung der Elektrodenposition durchgeführt werden21.

Länge des Cochleagangs

Cochleaimplantat

Elektrokochleographie

Elektrodenabstand des Gesichtsnervs

Elektromyographie

Überwachung des Gesichtsnervs

Stimulation des Gesichtsnervs

Flachbildschirm-Volumencomputertomographie

Magnetresonanztomographie

Forschungsschnittstellenbox 2

Lenarz, T. Cochlea-Implantat – Stand der Technik. Laryngo-Rhino-Otol. 96, S123–S151 (2017).

Artikel Google Scholar

Dhanasingh, A. & Jolly, C. Übersicht über das Umklappen der Spitze des Cochlea-Implantat-Elektrodenarrays und die Skalarabweichung. J. Otol. 14, 94–100 (2019).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Widmann, G., Dejaco, D., Luger, A. & Schmutzhard, J. Prä- und postoperative Bildgebung von Cochlea-Implantaten: Eine bildliche Übersicht. Insights Imaging 11, 93 (2020).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Ishiyama, A., Risi, F. & Boyd, P. Mögliche Komplikationen beim Einführen von Cochlea-Implantat-Elektroden. Cochlea-Implantate Int. 21, 206–219 (2020).

Artikel PubMed Google Scholar

Büchner, A., Illg, A., Majdani, O. & Lenarz, T. Untersuchung des Einflusses der Cochlea-Implantat-Elektrodenlänge auf das Sprachverständnis in Ruhe und Lärm im Vergleich zu den Ergebnissen bei Nutzern elektroakustischer Stimulation, eine Retrospektive Analyse. PLoS ONE 12, e0174900 (2017).

Artikel PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Jiam, NT, Pearl, MS, Carver, C. & Limb, CJ Flachbildschirm-CT-Bildgebung zur individuellen Tonhöhenkartierung bei Cochlea-Implantat-Trägern. Otol. Neurotol. 37, 672–679 (2016).

Artikel PubMed Google Scholar

Jiam, NT et al. Zusammenhang zwischen computertomographischer Flachbildschirm-gestützter Orts-Tonhöhen-Kartierung und der Sprach- und Tonhöhenwahrnehmung bei Cochlea-Implantat-Benutzern. JAMA Otolaryngol. Halschirurgie. 145, 109–116 (2019).

Artikel Google Scholar

O'Connell, BP et al. Die Elektrodenposition und die winkelige Einführtiefe sind Prädiktoren für audiologische Ergebnisse bei der Cochlea-Implantation. Otol. Neurotol. 37, 1016–1023 (2016).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

O'Connell, BP et al. Die Einführtiefe beeinflusst die Sprachwahrnehmung und den Hörerhalt für Seitenwandelektroden. Laryngoskop 127, 2352–2357 (2017).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Rak, K. et al. Einfluss von Cochlea-Parametern auf die aktuelle Praxis der Cochlea-Implantation. HNO 69, 24–30 (2021).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Aschendorff, A. Imaging bei cochlear-implant-patienten. Laryngo-Rhino-Otol. 90, S16–S21 (2011).

Artikel Google Scholar

Carelsen, B. et al. Überwachung der Einführung des Cochlea-Implantat-Elektrodenarrays mit intraoperativer 3D-Rotationsröntgenaufnahme. Klin. Otolaryngol. 32, 46–50 (2007).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Perazzini, C. et al. Durchleuchtungsgesteuerte Einführung von Elektrodenarrays für die Cochlea-Implantation mit geraden Elektrodenarrays: In den meisten Fällen ein wertvolles Werkzeug. EUR. Bogen. Otorhinolaryngol. 278, 965–975 (2021).

Artikel PubMed Google Scholar

Barnes, JH, Yin, LX, Saoji, AA & Carlson, ML Elektrocochleographie bei der Cochlea-Implantation: Entwicklung, Anwendungen und zukünftige Richtungen. Welt J. Otorhinolaryngol. Kopf-Hals-Chirurgie. 7, 94–100 (2021).

Artikel PubMed Google Scholar

Calloway, NH et al. Intracochleäre Elektrocochleographie während der Cochlea-Implantation. Otol. Neurotol. 35, 1451–1457 (2014).

Artikel PubMed Google Scholar

Harris, MS et al. Muster, die während der Elektrodeneinführung mittels intracochleärer Elektrocochleographie direkt durch ein Cochlea-Implantat beobachtet werden. Otol. Neurotol. 38, 1415–1420 (2017).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Mittmann, P., Ernst, A. & Todt, I. Intraoperative elektrophysiologische Variationen, die durch die skalare Position von Cochlea-Implantat-Elektroden verursacht werden. Otol. Neurotol. 36, 1010–1014 (2015).

Artikel PubMed Google Scholar

Mittmann, P. et al. Elektrophysiologische Erkennung der Elektrodenfaltung in perimodiolaren Cochlea-Implantat-Elektrodenanordnungen: Eine multizentrische Fallserie. EUR. Bogen. Otorhinolaryngol. 277, 31–35 (2020).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Di Lella, FA, De Marco, D., Fernandez, F., Parreño, M. & Boccio, CM In vivo Echtzeit-Fernmessungen der kapazitiven Impedanz eines Cochlea-Implantats: Ein Blick in das implantierte Innenohr. Otol. Neurotol. 40, S18 (2019).

Artikel PubMed Google Scholar

Grolman, W. et al. Streuung der Anregungsmessungen zur Erkennung von Elektrodenarray-Foldovers: Eine prospektive Studie zum Vergleich von dreidimensionalem Rotationsröntgen und intraoperativer Streuung der Anregungsmessungen. Otol. Neurotol. 30, 27–33 (2009).

Artikel PubMed Google Scholar

Stratmann, A. et al. MRT-basierte Schätzung der skalaren Cochlea-Implantat-Elektrodenposition. BioMed Res. Int. 2017, e6372704 (2017).

Artikel Google Scholar

Prell, J., Strauss, C., Plontke, SK & Rampp, S. Intraoperative Überwachung des Gesichtsnervs: Vestibularisschwannomchirurgie. HNO 65, 404–412 (2017).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Casano, K. et al. Zusätzliche Vorteile der Gesichtsnervenüberwachung während otologischer Eingriffe. Otolaryngol. Halschirurgie. 163, 572–576 (2020).

Artikel Google Scholar

Gidley, PW et al. Zeitgenössische Meinungen zur intraoperativen Gesichtsnervenüberwachung. OTO Open 2, 2473974X18791803 (2018).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Guntinas-Lichius, O. & Eisele, DW Gesichtsnervenüberwachung. Speicheldrüsen-Neoplasmen 78, 46–52 (2016).

Artikel Google Scholar

Hsieh, H.-S., Wu, C.-M., Zhuo, M.-Y., Yang, C.-H. & Hwang, C.-F. Intraoperative Überwachung des Gesichtsnervs während einer Cochlea-Implantat-Operation. Medicine (Baltimore) 94, e456 (2015).

Artikel PubMed Central Google Scholar

Mandour, MF, Khalifa, MA, Khalifa, HMA & Amer, MAR Iatrogene Exposition des Gesichtsnervs bei Cochlea-Implantat-Chirurgie: Inzidenz und klinische Bedeutung bei fehlender intraoperativer Nervenüberwachung. Cochlea-Implantate Int. 20, 250–254 (2019).

Artikel PubMed Google Scholar

Ansó, J. et al. Ein Neuromonitoring-Ansatz zur Erhaltung des Gesichtsnervs während der bildgesteuerten robotergestützten Cochlea-Implantation. Otol. Neurotol. 37, 89–98 (2016).

Artikel PubMed Google Scholar

Berrettini, S., de Vito, A., Bruschini, L., Passetti, S. & Forli, F. Stimulation des Gesichtsnervs nach Cochlea-Implantation: Unsere Erfahrung. Acta Otorhinolaryngol Ital 31, 11–16 (2011).

CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Gold, SR, Vicki, M., Kamerer, DB & Koconis, CA Fluoridbehandlung zur Stimulation des Gesichtsnervs durch Cochlea-Implantate bei Otosklerose. Otolaryngol. Halschirurgie. 119, 521–523 (1998).

Artikel CAS Google Scholar

Muckle, RP & Levine, SC Stimulation des Gesichtsnervs durch Cochlea-Implantate bei Patienten mit Cochlea-Otosklerose. Bin. J. Otol. 15, 394–398 (1994).

CAS PubMed Google Scholar

Kamogashira, T. et al. Vorhersage des intraoperativen CSF-Gushers und der postoperativen Stimulation des Gesichtsnervs bei Patienten mit cochleovestibulären Fehlbildungen, die sich einer Cochlea-Implantation unterziehen. Otol. Neurotol. 38, e114 (2017).

Artikel PubMed Google Scholar

Aljazeeri, IA, Khurayzi, T., Al-Amro, M., Alzhrani, F. & Alsanosi, A. Auswertung der Computertomographieparameter bei Patienten mit Gesichtsnervstimulation nach Cochlea-Implantation. EUR. Bogen. Otorhinolaryngol. https://doi.org/10.1007/s00405-020-06486-7 (2020).

Artikel PubMed Google Scholar

Hatch, JL et al. Können präoperative CT-Scans zur Vorhersage der Stimulation des Gesichtsnervs nach CI verwendet werden? Otol. Neurotol. 38, 1112–1117 (2017).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Frijns, JHM, Kalkman, RK & Briaire, JJ Stimulation des Gesichtsnervs durch intracochleäre Elektroden bei Otosklerose: Eine Computermodellstudie. Otol. Neurotol. 30, 1168–1174 (2009).

Artikel PubMed Google Scholar

Bahmer, A., Adel, Y. & Baumann, U. Verhinderung der Stimulation des Gesichtsnervs durch triphasische Pulsstimulation bei Cochlea-Implantat-Benutzern: Intraoperative Aufzeichnungen. Otol. Neurotol. 38, e438–e444 (2017).

Artikel PubMed Google Scholar

Bahmer, A. & Baumann, U. Der zugrunde liegende Mechanismus zur Verhinderung der Stimulation des Gesichtsnervs durch triphasische Pulsstimulation bei Cochlea-Implantat-Benutzern wurde mit objektiven Maßstäben bewertet. Otol. Neurotol. 37, 1231–1237 (2016).

Artikel PubMed Google Scholar

Sefien, I. & Hamada, S. Stimulation des Gesichtsnervs als Komplikation einer Cochlea-Implantation. Indischer J. Otolaryngol. Kopf-Hals-Chirurgie. 71, 474–479 (2019).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Pearl, MS, Roy, A. & Limb, CJ Hochauflösende Sekundärrekonstruktionen unter Verwendung von Flachbildschirm-CT bei der klinischen Beurteilung von Patienten mit Cochlea-Implantaten. Bin. J. Neuroradiol. 35, 1202–1208 (2014).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Xu, J., Xu, S.-A., Cohen, LT & Clark, GM Cochlear-Ansicht: Postoperative Radiographie für Cochlea-Implantation. Otol. Neurotol. 21, 49–56 (2000).

CAS Google Scholar

Ehrmann-Müller, D. et al. Cochlea-Implantation bei Kindern ohne präoperative Computertomographie-Diagnostik. Analyse des Verfahrens und der Komplikationsrate. Int. J. Pädiatr. Otorhinolaryngol. 138, 110266 (2020).

Artikel PubMed Google Scholar

Journy, N. et al. Prognostizierte Krebsrisiken, die durch Computertomographie-Untersuchungen im Kindesalter hervorgerufen werden, anhand eines quantitativen Risikobewertungsansatzes. Strahlen. Umgebung. Biophys. 53, 39–54 (2014).

Artikel PubMed Google Scholar

Miglioretti, DL et al. Der Einsatz der Computertomographie in der Pädiatrie und die damit verbundene Strahlenbelastung und das geschätzte Krebsrisiko. JAMA Pädiatr. 167, 700–707 (2013).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Pearce, MS et al. Strahlenbelastung durch CT-Scans im Kindesalter und daraus resultierendes Risiko für Leukämie und Hirntumoren: Eine retrospektive Kohortenstudie. Lancet 380, 499–505 (2012).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

George-Jones, NA, Tolisano, AM, Kutz, JWJ, Isaacson, B. & Hunter, JB Vergleich der Cochleaganglängen zwischen CT- und MR-Bildern mithilfe einer otologischen Operationsplanungssoftware. Otol. Neurotol. 41, e1118 (2020).

Artikel PubMed Google Scholar

Nash, R., Otero, S. & Lavy, J. Einsatz von MRT zur Bestimmung der Cochlea-Ganglänge bei Patienten, die sich einer Cochlea-Implantation unterziehen. Cochlea-Implantate Int. 20, 57–61 (2019).

Artikel PubMed Google Scholar

Haneda, J., Ishikawa, K. & Okamoto, K. Bessere Kontinuität des Gesichtsnervs im Schläfenbein bei dreidimensionaler T1-gewichteter Bildgebung mit volumenisotroper Turbo-Spin-Echo-Erfassung als bei schnellem Feldecho bei 3,0 Tesla MRT . J. Med. Bildgebende Strahlung. Oncol. 63, 745–750 (2019).

Artikel PubMed Google Scholar

Fruauff, K., Coffey, K., Chazen, JL & Phillips, CD Temporale Knochenbildgebung. Spitze. Magn. Resonanz. Bildgebung 24, 39–55 (2015).

Artikel PubMed Google Scholar

Radeloff, A. et al. Intraoperatives Monitoring mittels Cochlea-Mikrofonik bei Cochlea-Implantat-Patienten mit Resthörvermögen. Otol. Neurotol. 33, 348–354 (2012).

Artikel PubMed Google Scholar

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Die Autoren danken den CI-Empfängern für ihre Teilnahme und dem Team des Comprehensive Hearing Center der Universität Würzburg für die umfangreiche Hilfe.

Diese Veröffentlichung wurde durch den Open-Access-Publikationsfonds der Universität Würzburg gefördert. Open-Access-Förderung ermöglicht und organisiert durch Projekt DEAL.

Klinik für Hals-Nasen-Ohren-Heilkunde, Plastische, Ästhetische und Rekonstruktive Kopf- und Halschirurgie und Comprehensive Hearing Center, Universität Würzburg, Josef-Schneider-Str. 11, 97080, Würzburg, Deutschland

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

Abteilung für Diagnostische und Interventionelle Neuroradiologie, Universität Würzburg, Josef-Schneider-Str. 11, 97080, Würzburg, Deutschland

Tilmann Neun

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KR und DPH konzipierten und gestalteten das Projekt. RH und KR überwachten die Studie. AK wählte geeignete Patienten für die Teilnahme an der Studie vor. KR und SK führten eine CI-Operation durch. DPH baute mit Unterstützung von MC das EMG-Aufzeichnungssetup auf und führte die intraoperativen EMG-Messungen durch. TN führte medizinische Bildgebung (fpVCT) durch und unterstützte FTMG und DPH bei sekundären Rekonstruktionen von fpVCT-Scans. DPH hat die fpVCTSECO- und EMG-Daten ausgewertet und die Analyse einschließlich Zahlen und Statistiken durchgeführt. DPH und KR haben das Manuskript geschrieben. Alle Autoren haben das Manuskript überprüft.

Korrespondenz mit Kristen Rak.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Herrmann, DP, Müller-Graff, FT., Kaulitz, S. et al. Anwendung der absichtlichen Stimulation des Gesichtsnervs während der Cochlea-Implantation als elektrophysiologisches Instrument zur Schätzung der intracochleären Elektrodenposition. Sci Rep 12, 13426 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-17732-9

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Eingegangen: 20. August 2021

Angenommen: 29. Juli 2022

Veröffentlicht: 04. August 2022

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

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