Efferente Effekte der Hörbahnen und objektive Messverfahren. Die Frequenzspezifität des Medial-Olivocochleären Effektes (MOC)


Masterarbeit, 2014

63 Seiten, Note: 2.3


Leseprobe

Inhaltsverzeichnis

1. Grundlagen und Stand der Wissenschaft
1.1. Anatomie und Physiologie
1.1.1. Anatomie der MOC/LOC Bahnen
1.1.2. Input des medialen olivocochleären Systems
1.1.1. Physiologie des MOC-Effektes
1.1.2. Interaktion mit der Cochlea
1.1.3. Schnelle MOC-Effekte
Bei ruhigem Hintergrund
Bei Hintergrundrauschen
1.1.4. Langsame MOC Effekte
1.2. Verschiedene Methoden zur Messung des MOC Effektes
1.2.1. Messung mittels DPOAE
1.2.2. Messung mittels SFOAE
1.2.3. Messung mittels SOAE
1.2.4. Beeinflussung des MOC Effektes durch auslösende Stimuli und MEM
1.3. Stimulationseffekte des olivocochleären Systems
1.3.1. Elektrische Stimulation
1.3.2. Elektrochemische Reaktion der äußeren Haarzellen
1.3.3. Einfluss efferenter Effekte
1.3.4. Messungen von DPOAE Feinstruktur bei kontralateraler Stimulation
1.3.5. Einfluss der Auslöser-Bandbreite auf den MOC Effekt und dessen
Antimasking- Funktion

2. Methoden und Geräte
2.1. Messparadigma
2.1.1. Auslöser-Bandbreite und-Pegel
2.1.2. Oktavbreiten der Testsweeps und Pegel L_2
2.1.3. Messaufwand und zeitliche Begrenzung
2.1.4. Quellentrennung der DPOAE
1.1.1. Messsoftware und –Hardware
1.1.1.1. Hardwarekomponenten
1.1.1.2. Kalibrierung
1.1.2. Probanden und Datenerhebung

3. Ergebnisse
1.2. Ergebnisse der DPOAE +CAS Messungen
1.3. Ergebnisse der DCOAE +CAS Messungen
1.4. Berechnung der Komplexen Differenzen

4. Diskussion
4.1. Abhängigkeit des MOC Effektes vom Auslöser- Pegel und –Bandbreite
4.2. Ausblick und zukünftige Untersuchungen

Literaturverzeichnis

Abstract

Efferente Effekte der Hörbahnen lassen sich durch objektive Messverfahren erfassen. Es sind Effekte, die auftreten, wenn vorher ein bestimmter Stimulus zur Anregung gegeben wurde. Durch die Messung der Effekte lassen sich Informationen über die Beschaffenheit und Organisation der Hörbahn erzielen. Zudem lassen sich efferente Effekte zur Funktionsüberprüfung in der Diagnostik einsetzen. Der elektrisch evozierte Stapedius-Reflex ist hierfür ein gutes Beispiel. In dieser Arbeit geht es um den efferenten medial-olivocochleären Effekt (MOC). Dieser Effekt beeinflusst durch ipsi- sowie kontralaterale Anregung die Verstärker-Eigenschaft der äußeren Haarzellen. Es soll untersucht werden, inwiefern der MOC Effekt abhängig vom auslösenden Rausch- Signal Pegel und Bandbreite) ist. Die Funktion der äußeren Haarzellen und somit auch der auf sie wirkende Effekt können über otoakustische Emissionen gemessen werden. Für die Aufzeichnungen des MOC Effektes lassen sich modifizierte DPOAE heranziehen, bei denen das Anregungssignal aus Frequenz-Sweeps in verschiedenen Oktavbreiten besteht. So lässt sich die Frequenz-Auflösung der Messungen erhöhen, während die Messdauer verringert wird. Zur Optimierung der Analyse der Messdaten eignet sich eine Komponententrennung der DPOAE. Hierbei wird die Reflexionskomponente von der Distorsionskomponente getrennt. Dadurch lässt sich untersuchen, ob und in welchem Maße die einzelnen Quellen den Effekt beeinflussen.

Die Messungen fanden an fünf (24-34 Jahre) normalhörenden Probanden statt. Die Ergebnisse zeigen bislang nur geringe Abhängigkeiten des Effektes von dem Pegel und der Bandbreite des Auslösers. Da der Effekt sehr klein und die Messung sehr sensibel für Störungen ist, müssen in Zukunft die Messparamter weiter optimiert werden. Unter anderem könnte in zukünftigen Studien bei den Frequenz-Sweeps der DPOAE mit einer Pegelschere (pegelabhängige Pegelunterschiede zwischen den Primärtönen) gearbeitet werden. Zudem sollte besonders darauf geachtet werden, dass der Sitz der Sonde während und bei hintereinander erfolgenden Messungen möglichst gleich bleibt. Eine weitere Verringerung der Messdauer wäre hier von großem Vorteil.

Abstract

Throughout objective measurements, efferent effects of the auditory pathways can be detected. Those effects can occur, when a stimulus has been given for excitation. By measuring these effects, information about the structure and the organization of auditory pathways can be discovered. Moreover efferent effects can be used to monitor the various functions in the field of diagnostics. The electrically evoked Stapedius reflex is a suitable example for that.

This thesis deals with the efferent MOC effect. This effect influences the outer hair cells in their ability of amplifying throughout ipsilateral and contralateral excitation. It shall be examined to what extent the MOC effect is dependent on the ratio signal, its level and its spectrum. The function of the outer hair cells can be measured by otoacoustic emissions. Throughout this approach the effect that has an impact on the outer hair cells can be measured at the same time. For recording the MOC effect modified DPOAEs can be used. In this case the excitation signal of the DPOAEs has to consist of frequency sweeps which are located in various octave frequency bands.

By that the frequency resolution of the measurements can be increased, while the measurement time will be decreased. To improve the analysis of the database a separation of the various components of the DPOAEs is suitable. By that two components can be separated; the reflection and the distortion. Thus it can be detected, how and to what extent the various sources can have an impact on the effect.

The measurements were run with five young people (between 24 and 34 years) who have normal hearing. The results do not show a significant dependence between the effect, the level and the spectrum of the stimulus. Because the effect is rather small and the measurements are quite susceptible for disturbances, the arrangement of the various parameters has to be examined and improved. Concerning the frequency sweeps of the DPOAEs one has to work with a “Pegelschere”. Moreover it has to be ensured that the place of the probe does not vary throughout the measurements. In this case decreasing the measurement time would be a great advantage.

Abbildungsverzeichnis

Abbildung 1: Schematisierte Darstellung der Anatomie der MOC-Fasern. (Guinan, 2006)

Abbildung 2: Messung des MOC-Reflexes mittels DPOAE. Verschiedene Messungen werden jeweils mit durchtrennten OCB- und COCB-Fasern durchgeführt, um den Ursprung des MOC-Reflexes zu untersuchen (Guinan, 2006)

Abbildung 3: Interaktion MOC-Reflex Systems mit der Cochlea (Guinan, 2006)

Abbildung 4: Verschiebung der Pegel Funktion durch MOC-Reflex bei ruhigem Hintergrund (Guinan, 2006)

Abbildung 5: Verringerung des Dynamikbereichs der Feuerrate bei ruhigem Hintergrund und Unmasking durch MOC-Reflex (Guinan, 2006)

Abbildung 6: Langsame MOC-Reflexe. Nach kurzer Stimulationsdauer ist nur ein schneller MOC-Reflex sichtbar (b). Bei längerer Stimulation tritt zusätzlich ein langsamer MOC-Reflex ein, welcher eine zusätzliche Hemmung schon vor dem nächsten schnellen MOC-Reflex hervorruft (c) (Guinan, 2006)

Abbildung 7: Schematische Darstellung der Entstehung von Distorsionsprodukten (Lehnhardt, et al., 2001)

Abbildung 8: Schematische Darstellung der SFOAE Messung. Der in Sinus- und Cosinus-Anteile aufgeteilte Quelldruck im Gehörgang vergrößert sich zum Total-Druck bei Auftreten von Impedanz- Änderungen durch Aktivitäten in der Cochlea (Guinan, 2006)

Abbildung 9: Oben: Mittelwert des "total pressure ohne induzierte MOC-Reflexe aufgeteilt in Amplitude und Phase. Unten: MOC-Reflexe nach Subtraktion des Mittelwertes aufgeteilt in Amplitude und Phase (Guinan, 2006)

Abbildung 10: Ungewollte Beeinflussung der MOC Aktivität durch verschiedene Stimuli (Guinan, et al., 2003)

Abbildung 11: Darstellung der Entstehung von großen Amplituden des gemessenen Effektes bei Maxima und Minima in der Feinstruktur (Müller, et al., 2005)

Abbildung 12: Abhängigkeit des MOC Effektes von der Bandbreite des Auslösers. MOC Effekt als &ƵŶŬƚŝŽŶ ĚĞƌ BĂŶĚďƌĞŝƚĞ ĚĞƐ AƵƐůƂƐĞƌƐ͘ DĞƌ AƵƐůƂƐĞƌ ŝƐƚ njĞŶƚƌŝĞƌƚ ĂƵĨ ĚĞƌ ^ƚŝŵƵůƵƐĨƌĞƋƵĞŶnj͘ ȴ^&KAEn ist die Veränderung der SFOAE normalisiert auf die Magnitude der SFOAE. Breitbandrauschen (BBN) hat eine Bandbreite von 0,1 bis 10 kHz. Breitbandrauschen ist nur bei dem 1 kHz Stimulus zentriert (Lilaonitkul, et al., 2009)

Abbildung 13: Schema der Messung des MOC- Effektes. Auf der auf der ipsilateralen Seite wird die DPOAE und die DCOAE für jede Frequenz und jeden Pegel einmal mit kontralateraler akustischer Stimulation (CAS) und einmal ohne gemessen. Abbildung teilweise aus (Guinan, 2006)

Abbildung 14: Oktavbreiten des Auslösers aufgeteilt 1/3, 1 und 2 Oktaven für die jeweilige Stimulus Frequenzbereiche

Abbildung 15: Schema des Messparadigmas

Abbildung 16: Trennung der Beiden Komponenten der DPOAE durch Latenzfensterung (Mauermann, 2009)

Abbildung 17: DPOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=2 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt eine Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 18: DPOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=4 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt eine Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 19: DPOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=8 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt eine Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 20: DPOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=2 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt zwei Oktaven. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 21: DPOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=4 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt zwei Oktaven. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 22: DPOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=8 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt zwei Oktaven. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 23: DPOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=2 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt ein Drittel Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 24: DPOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=4 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt ein Drittel Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 25: DPOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=8 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt ein Drittel Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 26: DCOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=2 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt eine Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 27: DCOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=4 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt eine Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 28: DCOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=8 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt eine Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 29: DCOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=2 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt zwei Oktaven. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 30: DCOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=4 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt zwei Oktaven. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 31: DCOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=8 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt zwei Oktaven. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 32: DCOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=2 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt ein Drittel Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 33: DCOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=4 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt ein Drittel Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 34: DCOAE mit und ohne MOC Auslösung für f2=8 kHz (Blau und Rot). Die Breite des Auslösers beträgt ein Drittel Oktave. Der Pegel des Auslösers beträgt 65 dB. Zusätzlich dargestellt ist die Pegeldifferenz (Schwarz), sowie die komplexe Differenz (Rosa)

Abbildung 35: Mittlere komplexe Differenzen des Probands HC für die Stimulus-Frequenzen f2= 2000, 4000 und 8000

Abbildung 36: Mittlere Level Differenzen des Probands HC für die Stimulus-Frequenzen f2= 2000, 4000 und 8000

Abbildung 37: Komplexe Differenzen zwischen DCOAE + und - CAS bei 5 Probanden. Aufgetragen ist die Amplitude der Differenz für die Auslöser-Oktavbreiten 1/3, 1 und 2 Oktaven (rot, blau und schwarz) über dem Pegel des Auslösers bei einer DCOAE Anregung mit f2=2 kHz

Abbildung 38: Komplexe Differenzen zwischen DCOAE + und - CAS bei 5 Probanden. Aufgetragen ist die Amplitude der Differenz für die Auslöser-Oktavbreiten 1/3, 1 und 2 Oktaven (rot, blau und schwarz) über dem Pegel des Auslösers bei einer DCOAE Anregung mit f2=4 kHz

Abbildung 39: Komplexe Differenzen zwischen DCOAE + und - CAS bei 5 Probanden. Aufgetragen ist die Amplitude der Differenz für die Auslöser-Oktavbreiten 1/3, 1 und 2 Oktaven (rot, blau und schwarz) über dem Pegel des Auslösers bei einer DCOAE Anregung mit f2=8 kHz

Einleitung

Die vorliegende Arbeit wurde im Studiengang Hörtechnik und Audiologie an der Carl von Ossietzky Universität Oldenburg als Abschluss des Master-Studiums angefertigt. Das Thema dieser Arbeit ist die Untersuchung der Frequenzspezifität des Medialen Olivocochleären (MOC) Effektes im menschlichen Gehör. Es soll untersucht werden, inwiefern der MOC Effekt abhängig von der Bandbreite und dem Pegel von einem kontralateral dargebotenen Auslöser ist und ob dafür DPOAE Messungen mit Log- Sweeps für eine hohe Frequenzauflösung geeignet sind.

Der MOC-Reflex basiert auf einer reziproken Verbindung von medial olivocochleären Neuronen in dem oberen Oliven-Komplex (SOC) mit den äußeren Haarzellen in der Cochlea. Diese Verbindung dient vermutlich der Modifikation der Funktion der äußeren Haarzellen. Bei Aktivierung der MOC-Neuronen tritt eine Hemmung in der Verstärkerfunktion der äußeren Haarzellen ein. Hauptsächlich wird die Verstärkung bei Schallereignissen mit niedrigen Pegeln gehemmt. Dieser hemmende MOC-Reflex sollte demnach über otoakustische Emissionen messbar sein, wenn während der Messung eine zusätzliche kontralaterale Stimulation stattfindet.

Wie Messungen zeigen, tritt durch den MOC-Reflex eine Verschiebung der Pegelfunktion bei leisem Hintergrund ein, sowie eine Vergrößerung des Dynamikbereiches der Feuerrate und damit eine Demaskierung bei vorhandenem Hintergrundrauschen. Ob der MOC-Reflex primär eine Schutzfunktion oder eine Optimierung der Funktion der äußeren Haarzellen für bestimmte Hörsituationen darstellt, ist jedoch unklar.

Eine Methode zur Untersuchung des MOC-Effektes sind otoakustische Emissionen, welche ein Produkt der normalen cochleären Funktion sind. Evozierte otoakustische Emissionen (EOAEs) werden von einer gesunden Cochlea als Antwort auf einen externen Stimulus generiert. Sie werden nicht-invasiv gemessen und sind abhängig von der cochleären Verstärkerfunktion. Diverse Stimuli erzeugen verschiedene Arten von EOAEs.

Distortion Product OAE (DPOAEs) werden durch zwei Primärtöne mit festen Frequenzen f1, f2; f2>f1 gemessen. Aufgrund der Nichtlinearität der Cochlea werden Verzerrungsprodukte durch Intermodulation der beiden Primärtöne an berechenbaren Frequenzen produziert. Das vollständige DPOAE-Signal besteht aus zwei verschiedenen Komponenten. Die erste, nicht-lineare Komponente entsteht durch die maximale Überlappung der beiden Primärtöne f1 und f2 entlang der Basilarmembran. Ein Teil der Energie, die an der Stelle der Überlappung von f1 und f2 generiert wird, wandert weiter zu ihrer charakteristischen Frequenz an der Stelle2݂ଵ െ ݂ଶ, wo sie dann linear durch mechanische Störungen reflektiert wird. Diese zweite Komponente ist die Reflexionskomponente. Beide Komponenten zusammen ergeben dann das zu messende DPOAE-Signal (Mauermann, et al., 1999), (Shera, et al., 1999). Die beiden verschiedenen Komponenten haben verschiedene Pegel- und Phaseneigenschaften. Da die erste Komponente in dem Bereich der maximalen Überlappung beider Primärtöne entsteht, verschiebt sich der Bereich der Überlappung bei Änderung der Primärtöne. Daher rotiert die Phase der Distorsionskomponente nur langsam bei Änderungen in der Frequenz. Die Reflexionskomponente, die entsteht, wenn Energie aus dem Überlappungsbereich durch mechanische Störungen reflektiert wird, hat dagegen eine stärker rotierende Phaseneigenschaft. Außerdem kann die Reflexionskomponente eine größere Amplitude als die Distorsionskomponente aufweisen, da sie auf dem Weg zu ihrer apikalen charakteristischen Frequenz verstärkt wird. Wenn beide Komponenten sich mit gleicher Phasenlage aufsummieren, entsteht ein Maximum in der Feinstruktur der DPOAE. Andererseits, wenn sie nicht in Phase liegen, erscheint ein Minimum. Die Tiefe der Feinstruktur ist abhängig von der relativen Amplitude der beiden Komponenten und wird dann am größten, wenn beide denselben Pegel aufweisen (Dhar et al., 2005). Aus diesem Grund ist es bei kontralateraler akustischer Stimulation schwierig, Änderungen des kompletten DPOAE Signals zu interpretieren, wenn keine Informationen über die Phasenlage und Amplitude der Komponenten vorhanden sind. In den meisten Studien zur Messung des MOC-Effektes werden SFOAEs verwendet, bei denen die einzelnen Testfrequenzen jeweils verändert werden. Für die Messung der Frequenz-Spezifität des MOC-Effektes bedeutet das, dass für eine hohe Auflösung von Messpunkten viele einzelne Messungen mit verschiedenen Testfrequenzen notwendig sind. Beispielsweise wurde der MOC-Effekt für Testfrequenzen von 500 Hz, 1000 Hz und 4000 Hz als Funktion der Bandbreite des Auslösers gemessen (Lilaonitkul, et al., 2009). Um eine bessere Auflösung der Messungen zu erhalten, sollen in dieser Arbeit Sweeps mit logarithmisch ansteigender Frequenz verwendet werden, mit denen größere Frequenzbereiche, hier von 1000 Hz bis 8000 Hz in mehreren Oktaven getestet werden können. Die zentrale Frage zu einer möglichen Messumgebung ist demnach lediglich die Positionierung des Auslösers, dessen sich verändernde Bandbreiten, sowie sein Pegel. Außerdem muss ein Pegel ܮଶ für den Testsweep gefunden werden, bei dem relativ sicher davon ausgegangen werden kann, dass dieser selbst keine MOC- oder andere Effekte auslöst, aber groß genug ist, um verwendbare DPOAEs zu erhalten.

Für die Auslöser-Bandbreite wurden Oktavbreiten von , 1 und 2 verwendet. Die Pegel des Auslösers betrugen 30, 35, 50 und 65 dB. Die Testsweeps wurden auf einer logarithmischen Skala von 1000 bis 2000, von 2000 bis 4000 und von 4000 bis 8000 angeordnet. Der Pegel ܮଶ betrug 50 dB.

Die Ergebnisse der Untersuchung mit fünf normalhörigen Probanden zeigten jedoch unerwartet keinen signifikanten MOC-Effekt über alle Bandbreiten hinweg, weder in den DPOAE noch in den DCOAE. Eine lineare Abhängigkeit des Effektes von dem Pegel des Auslösers konnte ebenfalls nicht beobachtet werden. Daraus ergibt sich die weitere Fragestellung, ob der MOC-Effekt so klein ist, dass er mit der hier vorgestellten Messmethode nicht erfasst werden kann, oder ob die Messung mit einer hohen Frequenzauflösung zeigt, dass der MOC-Effekt keinen signifikanten Einfluss auf die Aktivität der äußeren Haarzellen ausübt.

1. Grundlagen und Stand der Wissenschaft

Der MOC-Effekt ist ein efferenter Effekt eines weitverzweigten Systems von Nervenbahnen zwischen dem Hirnstamm und der Cochlea. Um den MOC Effekt möglichst genau messen zu können, müssen die einzelnen Verbindungen und deren Funktionen bekannt sein. Der Effekt kann kontra- und ipsilateral ausgelöst werden. Die Physiologie der kontra- und ipsilateralen Verbindungen ist jedoch unterschiedlich, was bei Messungen über OAEs beachtet werden muss.

1.1.Anatomie und Physiologie

Dieser Abschnitt beschreibt die Anatomie und Physiologie des olivocochleären Bündels (olivocochlear Bundle, OCB). Das OCB ist ein reziprokes Feedback-System, welches die inneren und äußeren Haarzellen beeinflusst. Das OCB dient der Modifikation der Funktion der äußeren Haarzellen. Bei Aktivierung durch eine kontra-, ipsi-, oder bilaterale Stimulation tritt eine Hemmung in der Verstärkerfunktion der äußeren Haarzellen ein. Diese Hemmung kann mithilfe von otoakustischen Emissionen (OAEs) nachgewiesen werden, wenn während der Messung eine zusätzliche kontralaterale Stimulation stattfindet.

Die messbare Verringerung der OAEs ist klein und liegt im Bereich von 1-5 dB. Sie tritt kurz nach Einsetzen des Stimulus ein und bleibt bestehen, bis der Stimulus wieder abgeschaltet wird. Der Einfluss der Stimulationsdauer wird unter Abschnitt 1.1.3 und

1.1.4 beschrieben.

Das OCB besteht aus zwei verschiedenen Gruppen von Neuronen. Erstens das laterale olivocochleäre Bündel (LOC) und das mediale olivocochleäre Bündel (MOC). Beide Gruppen haben ihren Ursprung im oberen Oliven-Komplex (SOC). Dieser Komplex verarbeitet binaurale Eingänge im auditorischen Hirnstamm.

1.1.1. Anatomie der MOC/LOC Bahnen

Die Lage des OCB wurde hauptsächlich durch Tierversuche beschrieben, ist jedoch ähnlich beim Menschen. Die beiden Gruppen des OCB, das MOC und das LOC entstammen unterschiedlichen Regionen des SOCs und haben verschiedene Verbindungen zur Cochlea. Die Axone des LOCs sind dünn und unmyelinisiert und verbinden die seitliche Region des SOCs über die LOC Neurone mit den ipsilateralen Typ 1 Nervenfasern der inneren Haarzellen. Im Gegensatz du dem LOC sind die Axone des MOC dick und myelinisiert und verbinden die mittlere Region des SOCs hauptsächlich mit den äußeren Haarzellen der kontralateralen Cochlea.

Die Axone des MOC und des LOC dehnen sich dorsomedial des SOC aus. Sie bilden anschließend ein gemeinsames Bündel in der Nähe des vierten Ventrikels. Von dort aus verbinden sich die MOC-Fasern, die sich mit der kontralateralen Seite verbinden, mit den „unverschränkten“ olivocochleären Nervenfasern (UOCB). Die Nervenfasern, die sich mit der ipsilateralen Seite verbinden, verlaufen über das „verschränkte“ olivocochleäre Bündel (COCB) der ipsilateralen Seite. Das OCB besteht aus den Fasern des LOC und aus den Fasern des MOC. (Guinan, 2006)

1.1.2. Input des medialen olivocochleären Systems

Die größte Anzahl der MOC-Neurone befindet sich in der Umgebung der medialen Zone des oberen Oliven-Komplexes. An dieser Stelle entlang liegen ebenfalls die „verschränkten“ und „nicht-verschränkten“ Axone, die von beiden Cochleariskernen (Nuclei Cochlearis) herführen. Diese Axone verlaufen durch ein ganzes Netzwerk von Dendriten der MOC-Neurone. Ebenfalls verlaufen durch diese Zone efferente Nervenfasern vom Colliculus inferior und Fasern aus der Olive. Diese sind wiederum mit vielen verschiedenen Regionen verknüpft. All diese vorbeilaufenden Fasern versorgen die MOC-Neurone mit Informationen aus dem auditorischen System. Genaueres über diese Informationsversorgung ist jedoch nicht bekannt, da die synaptischen Verbindungen und die Verteilung der MOC-Neurone in dieser Region weitgehend unbekannt sind.

Ihren Input bekommen die MOC-Neurone von den kontralateralen und ipsilateralen ventralen Nuclei Cochlearis, hauptsächlich jedoch von der kontralateralen Seite. Die meisten MOC-Neurone sind dann efferent mit der Seite verbunden, von welcher sie den Input bekommen haben. Nur etwa 40% der Neurone sind efferent mit der ipsilateralen Seite verbunden. Diese Verbindung macht es demnach möglich, einen Effekt auf der ipsilateralen Seite durch Stimulation der kontralateralen Seite zu erzielen.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Ab bildung 1: Schematisierte Darstellung der Anatomie der MOC-Fasern. (Guinan, 2006)

1.1.1. Physiologie des MOC-Effektes

Abbildung 1 beschreibt die verbundenen Pfade zwischen den Regionen des Hirnstamms und den beidseitigen auditorischen Nerven.

Eine Stimulation des ipsilateralen (in der Abbildung rechten) Ohres erregt den auditorischen Nerv. Dieser innerviert Neuronen im posterior-ventralen Nucleus Cochlearis. Die MOC-Neurone werden nun über von der ipsilateralen Seite aus durch den Hirnstamm verlaufende Axone des Nucleus Cochlearis auf der kontralateralen Seite innerviert. Die MOC-Neurone sind folgend über das COCB (Crossed Olivocochlear Bundle) mit der ipsilateralen Cochlea verbunden. Bei kontralateraler Stimulation erregt der auditorische Nerv den posterior-ventralen Nucleus Cochlearis auf der kontralateralen Seite. Von dort aus verlaufen Axone ventral durch den Hirnstamm und innervieren die MOC-Neurone auf der ipsilateralen Seite, welche dann über das UCOB (Uncrossed Olivocochlear Bundle) wieder mit der ipsilateralen (rechten) Cochlea verbunden sind (Guinan, 2006).

Der ipsilaterale MOC-Reflex erfolgt demnach über die COCB, der kontralaterale über die UOCB. Der ipsilaterale MOC-Reflex ist in den meisten Säugetieren stärker, als der kontralaterale, weshalb meist eine erhöhte Anzahl an COCB gegenüber den UOCB nachgewiesen werden kann. Bei Menschen ist die Anzahl zwischen COCB und UOCB jedoch annähernd gleich. Die Tatsache, dass der MOC-Effekt je nach kontralateraler oder ipsilateraler Stimulation verschiedene Pfade verwendet, muss bei Messungen des Effektes berücksichtigt werden.

Messungen an verschiedenen Säugetieren wie Katzen, Meerschweinchen und Ratten sowie Mäusen haben ergeben, dass der MOC-Effekt bei den meisten Säugetieren nicht homogen ist, das bedeutet, dass er nicht bei allen Säugetieren in gleicher Art auftritt. So ist zum Beispiel bei Katzen, Meerschweinchen und Mäusen der ipsilaterale MOC- Effekt zwei- bis dreimal größer als der kontralaterale Effekt. Bei Menschen ist diese Differenz viel kleiner (Zhao, et al., 2010). In Abbildung 2 wurden zum Auffinden des Ursprungs des MOC-Reflexes mehrere DPOAE- Messungen mit jeweils intaktem OCB, durchtrenntem OCB und lediglich durchtrenntem COCB an einer Katze durchgeführt. In der Mitte der 10 s langen ipsilateralen Stimulation wurde ein kontralaterales Breitbandrauschen dargeboten.

Bei der Messung mit intaktem OCB verringert sich die Amplitude der DPOAE direkt nach Einschalten des Stimulus, welches durch den ipsilateralen MOC-Reflex hervorgerufen wird. Diese Verringerung wird auch rapid Onset Adaption genannt (Guinan, 2006). Die Amplitude bleibt anschließend stabil, bis das Breitbandrauschen kontralateral eingeschaltet wird. Während des eingeschalteten Breitbandrauschens verringert sich die Amplitude nach kurzem Onset abermals und kehrt nach Abschalten des Rauschens wieder zügig zum ursprünglichen Wert zurück. Diese erneute Verringerung wird demnach durch den kontralateralen MOC-Reflex ausgelöst, der auf der ipsilateralen Seite die Verstärkerfunktion der Cochlea hemmt.

Bei der Messung mit durchtrennten COCB Fasern verringert sich ebenfalls nach Einschalten des Breitbandrauschens die DPOAE Amplitude in etwa gleichem Maße, wie bei intaktem OCB. Jedoch ist hier keine schnelle Onset Adaption zu beobachten. Der Grund dafür ist, dass der ipsilaterale MOC-Reflex über die COCB Fasern aktiviert wird. Nach Durchtrennen dieser Fasern kann somit kein ipsilateraler MOC-Reflex ausgelöst werden. Da der kontralaterale MOC-Reflex jedoch über die UOCB Fasern aktiviert wird, die nicht durchtrennt sind, kann auch eine Hemmung der cochleären Verstärkung nach Einschalten des kontralateralen Rauschens beobachtet werden.

Nach Durchtrennen aller OCB Fasern wird kein MOC-Reflex aktiviert. Jedoch kommt es, wie auch bei durchtrennten COCB Fasern, zu einer sehr kleinen Onset-Adaption nach Einschalten des ipsilateralen Stimulus. Da jedoch alle Fasern durchtrennt sind, kann dieses Phänomen nicht durch MOC-Reflexe verursacht werden. Vermutet wird, dass dafür das Netzwerk der Cochlea mit dem äußeren Spiralbündel (OSB) verantwortlich ist, dass diesen slow intrinsic effect hervorruft (Guinan, 2006).

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Ab bildung 2: Messung des MOC-Reflexes mittels DPOAE. Verschiedene Messungen werden jeweils mit durchtrennten OCB- und COCB-Fasern durchgeführt, um den Ursprung des MOC-Reflexes zu untersuchen (Guinan, 2006).

1.1.2. Interaktion mit der Cochlea

Abbildung 3 zeigt die Interaktion der MOC als auch der LOC Fasern mit der Cochlea. Wie beschrieben, sind die äußeren Haarzellen über den auditorischen Nerv und den Nucleus Cochlearis mit den MOC-Neuronen verbunden, welche wiederum zurück zu den äußeren Haarzellen projizieren. Dieses Netzwerk dient der Hemmung der cochleären Verstärkung. Zudem wirken die mit den inneren Haarzellen verbundenen LOC-Neurone auf die Feuerrate des auditorischen Nervs ein. Ein weiteres Netzwerk besteht aus der Verbindung der äußeren Haarzellen mit den auditorischen Nervenfasern des Typs II, welche nur einen sehr geringen Teil des auditorischen Nervs ausmachen (5%). Diese Fasern sind lediglich über dünne, nicht-myelinisierte Fasern mit dem Nucleus Cochlearis verbunden, formen jedoch über dickere Fasern, die mit dem Corti-Organ in Verbindung stehen, das äußere Spiral-Bündel (Outer Spiral Bundle- OSB). Die Verbindung zwischen den äußeren Haarzellen und dem OSB ist reziprok, d.h. sowohl afferent als auch efferent (Francis, et al., 1993), (Sato, et al., 1997). Über dieses Netzwerk sind die äußeren Haarzellen zudem untereinander verbunden, da einzelne Fasern des OSB mit mehreren Haarzellen und anderen Fasern des OSB verbunden sind. In dem basalen Bereich der Cochlea sind die äußeren Haarzellen größtenteils mit MOC- Fasern verbunden, während die Haarzellen im apikalen Bereich überwiegend mit Fasern des OSB in Verbindung stehen. Die genaue Funktion dieses OSB ist unbekannt, es steht jedoch zur Debatte, ob es für das Phänomen der slow intrinsic effects verantwortlich ist (Guinan, 2006).

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Ab bildung 3: Interaktion MOC-Reflex Systems mit der Cochlea (Guinan, 2006).

1.1.3. Schnelle MOC-Effekte

Der Art des MOC-Reflexes ist abhängig von der Dauer der Stimulation und, bei den schnellen MOC-Reflexen, dem Pegel des Hintergrundes während der Messung. Schnelle MOC-Reflexe lassen sich auf einer Skala von etwa 100 ms messen. Bei den langsamen MOC-Reflexen findet die Stimulation mit 160 ms langen Tone Bursts zwei Mal in der Sekunde über einen Zeitraum von etwa 5 Minuten statt.

Beiruhigem Hintergrund

Der Haupteffekt des MOC-Reflexes ist die Verringerung der der Verstärkerfunktion in der Cochlea. In Abbildung 4 ist die Feuerrate über dem Stimulationspegel aufgetragen. Die Tuning-Kurve ohne MOC-Reflex wurde an einer toten Cochlea gemessen, die Kurve mit MOC- Reflex an einer lebendigen Katze. Durch Einsetzen des MOC-Reflexes findet eine Verschiebung der Pegel-Funktion statt. Es ist also bei ruhigem Hintergrund ein höherer Pegel notwendig, um die Feuerrate zu erhöhen. Die Amplitude der Verschiebung ist am größten für niedrige Pegel. Die Verstärkerfunktion der Cochlea ist ebenfalls am größten für niedrige Pegel. Da sich das Ohr jedoch eher selten in solch einem ruhigen Hintergrund befindet, scheint sich der Widerspruch dieser beiden Funktionen zu relativieren.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 4: Verschiebung der Pegel Funktion durch MOC-Reflex bei ruhigem Hintergrund (Guinan, 2006).

Bei Hintergrundrauschen

Wie oben beschrieben, befindet sich das Ohr eher in Situationen mit vorhandenem Hintergrundgeräusch. In solch einer Situation hat der MOC-Reflex keine hemmende Wirkung auf die cochleäre Verstärkerfunktion, sondern eine verstärkende (Dolan, et al., 1988), (Kawase, et al., 1993). Dieses Phänomen wird in Abbildung 5 klar. In den oberen beiden Grafiken ist übersichtshalber der MOC-Reflex bei ruhigem Hintergrundrauschen zu sehen. In den unteren beiden Abbildungen, bei vorhandenem Hintergrundrauschen, verringert sich der Dynamikbereich der Feuerrate, wenn kein MOC- Reflex aktiv ist (linke Grafik). Die Ursache dafür ist, dass die cochleäre Verstärkerfunktion die Feuerrate aufgrund des Vorhandenseins des Hintergrundrauschens erhöht. Durch die erhöhte Feuerrate wird die Kapazität der Neuro- Transmitter in den inneren Haarzellen erschöpft, sodass bei hohen Pegeln nicht mehr genügend Transmitter zur Verfügung stehen, was zur Folge hat, dass der Dynamikbereich der Feuerrate verringert wird. Tritt nun der MOC- Reflex hinzu, wie in der Grafik rechts-unten zu sehen, wird die Verstärkerfunktion der Cochlea bei niedrigen Pegeln gehemmt. Dadurch vergrößert sich die Kapazität der Neuro- Transmitter in den inneren Haarzellen, sodass der Dynamikbereich bei hohen Pegeln angehoben werden kann. Dieser Effekt wird auch als MOC- Unmasking beschrieben. Gerade in Situationen mit Vorhandensein von Sprache, was einem Hintergrundrauschen entspricht, könnte diese Hemmung des Hintergrundes und die Vergrößerung des Dynamikbereiches einer der Haupt-Effekte des MOC-Reflexes sein (Guinan, 2006).

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 5: Verringerung des Dynamikbereichs der Feuerrate bei ruhigem Hintergrund und Unmasking durch MO C-Reflex (Guinan, 2006).

1.1.4. Langsame MOC Effekte

Zu den schnellen Effekten des MOC- Reflexes kommen Effekte hinzu, die erst nach längerer MOC- Stimulationszeit auftreten. Abbildung 6 zeigt die verschiedenen Effekte, aufgetragen über der Stimulationsdauer. In dem Zeitraum (a) findet kein schneller und langsamer MOC-Reflex statt, die Basilarmembran- Bewegung unbeeinflusst. In (b) verringert sich die Basilarmembran- Bewegung aufgrund der vorhandenen MOC- Reflexe, welches zu einem schnellen MOC- Reflex führt. Nach längerer MOC- Stimulationsdauer, wie zu sehen in (c) ist die Basilarmembran- Bewegung nun schon dauerhaft gehemmt, bevor zudem ein erneuter schneller MOC- Reflex eintritt. Es treten also nach längerer MOC- Stimulationsdauer die schnellen, sowie sie langsamen Effekte ein. Nach Ausschalten der MOC- Stimulation in (d) verringert sich der langsame MOC- Reflex wieder schnell und die Basilarmembran- Bewegung kehrt zum ursprünglichen Erregungszustand zurück.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 6: Langsame MOC-Reflexe. Nach kurzer Stimulationsdauer ist nur ein schneller MOC-Reflex sichtbar (b). Bei längerer Stimulation tritt zusätzlich ein langsamer MOC-Reflex ein, welcher eine zusätzliche Hemmung schon vor dem nächsten schnellen MOC-Reflex hervorruft (c) (Guinan, 2006).

1.2.Verschiedene Methoden zur Messung des MOC Effektes

Für die Messung des MOC-Reflexes sind otoakustische Emissionen (OAE) sehr gut geeignet. Die MOC- Aktivierung führt zu einer Reduktion der Bewegung der Basilarmembran, wodurch die Verstärkungsfunktion der Cochlea gehemmt wird. Die dadurch ebenfalls reduzierte Aktivität des auditorischen Nervs kann in otoakustischen Emissionen beobachtet werden (Guinan, et al., 2003)

OAE sind vom Ohr ausgesendeter Schall, der mit einem Mikrofon gemessen werden kann. Anhand der Tatsache, dass der Schall bzw. die Emissionen aus dem Ohr heraus gesendet werden, muss sich dafür in der Cochlea eine Energiequelle befinden. Diese Energiequelle ist die mechanische Verstärkerfunktion der äußeren Haarzellen. Sie dient in erster Linie zur Erhöhung der Sensitivität und der Trennschärfe beim Hörvorgang. Für diese Aufgabe müssen die äußeren Haarzellen eine nichtlineare Eigenschaft haben. In den meisten Fällen werden OAE für Messungen evoziert. Das heißt, sie werden durch einen externen Stimulus aktiviert und anschließend aufgezeichnet. Sie können jedoch auch ohne äußeren Einfluss spontan entstehen.

Die unterschiedlichen Methoden zur Aufzeichnung von OAE werden im Folgenden nach der Art ihrer äußeren Stimuli beschrieben.

In vielen Arbeiten zur Untersuchung wurden SFOAE (stimulus frequency otoacoustic emissions) verwendet um den MOC– Effekt zu messen. SFOAE sind im Gegensatz zu DPOAE leichter zu interpretieren. Dafür ist die Messung von MOC- Effekten mit SFOAE schwieriger. In der vorliegenden Arbeit werden jedoch DPOAE verwendet. Es soll untersucht werden, ob die beiden Quellen der DPOAE, die Verzerrungs- und die Reflexionskomponente unterschiedlich von dem MOC Effekt beeinflusst werden. Beide Komponenten entstehen an unterschiedlichen Orten der Cochlea und haben unterschiedliche Phaseneigenschaften. Dadurch kann es zu Summationen oder Auslöschungen der Komponenten kommen, je nachdem, ob sie in Phase liegen oder nicht. Bei einer Messung der DPOAE mit hoher Auflösung können somit große Differenzen in der Amplitude der DPOAE entstehen, die auf die Interferenz der beiden Komponenten zurückzuführen ist und nicht auf den MOC-Effekt selbst. Gesonderte Messungen der einzelnen Komponenten lassen so eine bessere Interpretation der Ergebnisse zu (Mauermann, et al., 2004).

1.2.1. Messung mittels DPOAE

Otoakustische Distorsionsprodukte sind Verzerrungen des Schallreizes, die infolge der nichtlinearen Schallverarbeitung des Innenohres entstehen und bei Stimulation mit Sinustönen als diskrete, im Reiz nicht enthaltene Frequenzen im Gehörgang nachgewiesen werden können. Zwei Töne mit nahe beieinander liegenden Frequenzen ݂ଵ und ݂ଶ rufen Kombinationstöne hervor, welche psychoakustisch wahrgenommen werden können. Diese Kombinationstöne liegen bei den Frequenzen 2݂ଵ െ ݂ଶ, 2݂ଶ െ ݂ଵ, 3݂ଵ െ ݂ଶ usw. Diese Verzerrungsprodukte ergeben sich neben den harmonischen Ausgangs-Signalen des Systems aus dem quadratischen und kubischen Term des nichtlinearen Übertragungssystems der äußeren Haarzellen. So bilden die beiden Eingangstöne ݂ଵ und ݂ଶ die Primärtöne, während sich der für die Messung der DPOAE am häufigsten genutzte ausgehende Sekundärton mit der Frequenz 2݂ଵ െ ݂ଶ als Schallaussendung im Gehörgang messen lässt. Der Sekundärton weist eine niedrigere Frequenz auf, als die Primärtöne.

Die beiden Primärtöne lassen bei der Anregung der Cochlea zwei nahe beieinanderliegende Wanderwellenberge entstehen. Da diese so eng beieinander liegen, entsteht ebenfalls ein Überlappungsbereich. In diesem Überlappungsbereich erfolgt auf Grund der Nichtlinearität eine Schwingungsanregung mit der Frequenz 2݂ଵ െ ݂ଶ. Diese Schwingung setzt sich dann in Richtung Gehörgang über die Perilymphe als Dichtewelle sowie über der Basilarmebran fort, wo sie mit einem Mikrofon gemessen werden kann. Ebenfalls setzt sich eine Schwingung der Frequenz 2݂ଵ െ ݂ଶ in Richtung Apex fort, um an ihrer charakteristischen Frequenz in der Cochlea ein Maximum auszubilden. Die DPOAE repräsentiert also die Schwingung der äußeren Haarzellen aus dem Überlappungsbereich der beiden Primärtöne. Durch Manipulation der beiden Primärtöne kann der Ort der DPOAE Auslösung in der Cochlea verändert werden.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Ab bildung 7: Schematische Darstellung der Entstehung von Distorsionsprodukten (Lehnhardt, et al., 2001)

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Ende der Leseprobe aus 63 Seiten

Details

Titel
Efferente Effekte der Hörbahnen und objektive Messverfahren. Die Frequenzspezifität des Medial-Olivocochleären Effektes (MOC)
Hochschule
Jade Hochschule Wilhelmshaven/Oldenburg/Elsfleth
Note
2.3
Autor
Jahr
2014
Seiten
63
Katalognummer
V544506
ISBN (eBook)
9783346176660
ISBN (Buch)
9783346176677
Sprache
Deutsch
Schlagworte
MOC-Effekt, DPOAE, Otoakustische Emmissionen
Arbeit zitieren
Felix Heitkötter (Autor), 2014, Efferente Effekte der Hörbahnen und objektive Messverfahren. Die Frequenzspezifität des Medial-Olivocochleären Effektes (MOC), München, GRIN Verlag, https://www.grin.com/document/544506

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