9.5.1.1(2). Inleiding

Cochleaire Implantatie is een vorm van revalidatie bij zeer ernstige slechthorendheid en doofheid. Het principe van Cochleaire Implantatie is het direct stimuleren van de gehoorzenuw met elektrische stroompjes. Deze directe overdracht naar de gehoorzenuw betekent dat er geen gebruik wordt gemaakt van het middenoor en dat er geen afhankelijkheid is van het functioneren van het beperkte aantal haarcellen in het binnenoor. Dit is de meerwaarde die Cochleaire Implantatie biedt in vergelijking met conventionele hoorapparatuur. Achtereenvolgens worden besproken de verschillende onderdelen van de apparatuur, de werking ervan, de verschillende methoden om het spraaksignaal te coderen en de doelstellingen van Cochleaire Implantatie. Aan het einde van dit hoofdstuk wordt een overzicht gegeven van de toekomstige ontwikkelingen op het gebied van Cochleaire Implantatie.

9.5.1.2(2). Principe en uitvoering

In een normaal functionerend binnenoor bevinden zich op het basilaire membraan de haarcellen die de zenuwvezels activeren. Bij aanbieding van geluid ontstaat op dit membraan een lopende golfbeweging. Hoogfrequente golven worden aan het begin, bij de stapes, al snel uitgedoofd en laagfrequente golven lopen door tot aan het eind. De haarcellen aan het begin registreren dus vooral de hoge frequenties in het aangeboden geluid en de haarcellen aan het eind de lage frequenties. Bij zeer ernstige slechthorendheid (doofheid) zijn de haarcellen grotendeels uitgeschakeld. Ze kunnen dus geen bijdrage meer leveren aan het activeren van de zenuwvezels.

In een cochleair implantaatsysteem worden de zenuwvezels in het binnenoor elektrisch gestimuleerd. Daarbij worden de vezeluiteinden die zich aan het begin bevinden, bij de stapes, alleen door hoge frequenties geactiveerd, de vezels in het midden alleen door de middenfrequenties en de vezels aan het eind alleen door lage frequenties. De opsplitsing van het aangeboden geluid in frequentiegebieden die hiervoor nodig is wordt gerealiseerd in een ‘spraakprocessor’. De signalen van de reeks frequentiebanden worden geplaatst op evenzoveel geleidende draadjes.

Het gehele systeem (met uitzondering van de achter het oor gedragen spraakprocessor) ziet er uit als afgebeeld in Fig.1.  Aan de buitenkant, op de huid van de schedel, bevindt zich de zendspoel waarmee de signalen van de spraakprocessor naar de ontvangstspoel gestuurd worden. De ontvangstspoel bevindt zich onder de huid in het bot direct achter het oor. Deze spoel is tevens de generator van de elektrische stroompjes (impulsen) die bij de verschillende frequentiebanden horen en die de input vormen van evenzoveel geleidende draadjes. De bundel draadjes is de elektrodenbundel. Om de ontvangstspoel te plaatsen en de elektrodenbundel in het slakkenhuis te schuiven is een chirurgische ingreep nodig.

In Fig.2  is de positie van de elektrodenbundel in het slakkenhuis vergroot weergegeven. Fig.2a laat zien hoe de elektrode (in feite een bundel elektroden) de windingen van het slakkenhuis volgt, vanaf de basis, zover mogelijk in de richting van de top (helicotrema). Fig.2b laat een uitvergrote elektrodenbundel zien. Daarop bevinden zich een reeks metalen stripjes. Deze zijn van elkaar gescheiden door sterk elektrisch isolerend materiaal. Elke afzonderlijke elektrode heeft een eigen stripje waar hij op uitkomt om zo een afzonderlijk groepje zenuwvezels te stimuleren. De elektroden met de hoogfrequente signalen stimuleren de gebieden aan de basis en die met de laagfrequente signalen de vezels in de top van het slakkenhuis in de richting van het helicotrema.

De spraakprocessor ziet er meestal uit als een achter-het-oor hoortoestel (Fig.3, producten van vier fabrikanten). Hierin worden dus de geluiden die via de microfoon binnen komen gecodeerd, zodat ze geschikt zijn om vanuit het binnenoor de gehoorzenuw te stimuleren. De gecodeerde signalen gaan naar de externe zendspoel (‘transmitter’). Dit is in de figuren de ring of de ronde dop.

Het eigenlijke implantaat, dat zich direct achter het oor, onder de huid bevindt, is afgebeeld in Fig.4.Het bestaat uit de ontvangstspoel (vastgehouden tussen duim en wijsvinger), daaraan gekoppeld de generator van de elektrische stroompjes (een titanium doosje) en rechts daarvan de elektrodenbundel en de aardelektrode.

De interne spoel bevat in het midden een magneetje waartegen de hiervoor genoemde zendspoel, die zich aan de buitenkant op de schedel bevindt, gefixeerd wordt. Rond het magneetje bevindt zich een – ringvormige – ontvanger. De uitwendige zendspoel zendt de gecodeerde informatie uit de processor naar de antenne in de interne spoel. Die informatie wordt doorgestuurd naar de stimulator in het titanium doosje.

Fig.5   geeft een overzicht van de functionele onderdelen van een cochleair implantaatsysteem. Het zijn de spraakprocessor die de binnenkomende geluiden sorteert volgens frequentie en geluidssterkte, de overdracht van deze signalen naar de stimulator die zich achter het oor onder de huid bevindt, waarin de elektrische stroompjes worden gegenereerd, en tenslotte de stimulering van opeenvolgende groepen vezels van de gehoorzenuw in het slakkenhuis. In een cochleair implantaatsysteem vindt dus een directe stimulatie van de gehoorzenuw plaats, zonder ‘tussenkomst’ van het middenoor en de haarcellen.

De stroompjes zijn zo zwak dat ze niet gevoeld kunnen worden. Ze zijn echter wel voldoende sterk om de zenuwcellen te prikkelen en een geluidsensatie op te roepen. In Fig.4 is achter de processor een tweede kabeltje te zien. Dit is de aardelektrode. Deze zorgt ervoor dat er elektrische stroompje kunnen (rond)lopen zodat de zenuwcellen geactiveerd worden.

Wanneer tijdens de operatie het CI is geplaatst moet er nog wel het een en ander aan het apparaat ingesteld worden. Zo moeten de stroomsterktes zodanig zijn de geluiden gehoord worden maar ook weer niet te hard klinken. Daar is bij het ontwerpen van een CI in voorzien. Deze afregeling vindt een aantal weken na de operatie plaats.

In de begintijd van Cochleaire Implantatie heeft men sterk getwijfeld aan de mogelijkheden om, bij een zo grove verdeling van frequenties in het binnenoor, geluiden te herkennen en spraak te verstaan. Het wereldwijde succes van Cochleaire Implantatie heeft alle twijfels daarover weggenomen. Dat is vooral een verdienste van de hersenen, het ‘brein’, dat in staat is zeer beperkte informatie heel specifiek te interpreteren. Het aantal elektroden, althans zolang dat er maar meer dan 4 tot 8 zijn, speelt daarbij geen grote rol. Meestal is het brein de bepalende factor voor het profijt dan men van een CI heeft .

In Hfdst.6.2.1 van dit Leerboek is beschreven dat in een normaal functionerend gehoor een geluid van een bepaalde frequentie een maximale stimulatie geeft op een vaste plaats in het slakkenhuis. Voor die bepaalde frequentie worden dus ook de vezels van de gehoorzenuw, die met die plaats verbonden zijn, maximaal aangestuurd. Elke frequentie heeft een ‘eigen’ plaats. Deze projectie heet ‘tonotopie’ (ook wel ‘plaatscodering’). Wanneer het oor een geluid met daarin meerdere frequentiecomponenten aangeboden wordt, wordt elke component naar zijn ‘eigen’ plaats gedirigeerd en ontstaat een stimulatiepatroon met pieken overeenkomend met de verschillende frequentiecomponenten in het aangeboden geluid.

In een cochleair implantaatsysteem wordt geprobeerd, via de elektrodenbundel die in het slakkenhuis is geschoven, dit proces te imiteren. Daartoe wordt in alle moderne typen spraakprocessoren het elektrische signaal van de microfoon, door middel van een reeks filters, opgesplitst in frequentiebanden en impulsreeksen gegenereerd die de verschillende elektroden aansturen. In de spraakprocessor wordt bepaald welke elektroden, dus welke gebiedjes in het slakkenhuis, al dan niet gelijktijdig, worden gestimuleerd. Het protocol dat hierbij gevolgd wordt heet een ‘coderingsstrategie’. We bespreken in het kort de belangrijkste strategieën (in volgorde van ‘verschijnen’). Het zijn:

1. ‘Spectral Peak’ (SPEAK)
2. ‘Continuous Interleaved Sampling’ (CIS)
3. ‘Advanced Combined Encoder’ (ACE)
4. ‘Simultaneous Analog Stimulation’ (SAS)
5. ‘Paired Pulsatile Sampler’ (PPS)
6. ‘High Resolution’ (HiRes 120)

Bij het zien van deze lijst dient men te bedenken dat er veel overeenkomsten zijn tussen de verschillende strategieën. In alle gevallen gaat het er om zowel de spectrale als de temporele aspecten in de aangeboden spraak) zo goed mogelijk ‘af te beelden’ op de reeks elektroden. Verder dient men te bedenken dat in de specificaties vaak twee typen impulsfrequenties worden vermeld. De eerste is de impulsfrequentie per kanaal en de impulsfrequentie voor het totaal van de kanalen. De laatste betreft de snelheid van het totaal van de informatie die overgestuurd wordt. Om het verschil daartussen te begrijpen moeten we ons realiseren dat de impulstrein die de processor levert (men spreekt hier over de maximale impulsfrequentie) verdeeld moet worden over de verschillende kanalen. Als de maximale impulsfrequentie dus bijvoorbeeld 1000 Hz is, en er 10 kanalen zijn, kan de impulsfrequentie per kanaal niet hoger zijn dan 100 Hz. De cyclus over de respectievelijke filters (de ‘sequens’) moet bij CIS en ACE namelijk beëindigd zijn voordat in een kanaal de volgende impuls komt. Om frequenties boven de 1000 Hz te kunnen coderen moet de maximale impulsfrequentie dus zeer hoog zijn.

1. Spectral Peak (SPEAK)
   Het basisprincipe is goed uit te leggen met behulp van de ‘Spectral Peak’ (SPEAK) strategiein het – inmiddels niet meer in gebruik zijnde – Nucleus^® 22 – SPECTRA systeem. In deze SPEAK strategie wordt het totale spraaksignaal opgesplitst in 20 frequentiebanden. Er is hier sprake van een één op één relatie tussen de reeks filters en de reeks elektroden.
   
   In het onderste gedeelte van Fig.6 is geïllustreerd hoe de frequentie-inhoud van een bepaald geluid verdeeld is over de verschillende frequenties. In deze spraakprocessor worden elke 4 ms maximaal 10 frequentiebanden geïdentificeerd. In de donkere banden wordt een bepaald outputcriterium overschreden. Wanneer dat het geval is ontvangt de bijbehorende elektrode een korte elektrische impuls. De sterkte van de stimulus in een frequentieband wordt vertaald in de amplitude van de gegenereerde impulsen. Het bovenste gedeelte van Fig.6laat het corresponderende activatiepatroon voor de elektroden zien. Van de reeks filters kunnen in dit systeem maximaal 10 outputs gebruikt worden voor stimulatie.
   
   
   

   Fig.6. Het spectrum van een spraaksignaal. De hoogte van de verschillende staafjes (bandfilters) geeft aan hoeveel energie er zich op een bepaald moment in de verschillende filters bevindt. In de zwarte balkjes is de geluidsenergie het grootst. De output van die filters wordt gebruikt om de corresponderende elektroden te activeren (SPEAK strategie). Figuur met toestemming ontleend aan interne publicatie van de firma Cochlear Ltd.

2. In Fig.7 is te zien hoe bij deze coderingsstrategie het activatiepatroon er voor enkele klinkers en medeklinkers er uitziet.
   
   
   

   Fig.7. Stimulatie patronen voor enkele klanken bij de SPEAK coderingsstrategie. Te zien dat het aantal bolletjes in verticale richting niet groter is dan 10.

   Elke 4 ms wordt er een nieuw spectrum op de elektroden gezet. De elektroden worden achtereenvolgens van basis naar apex gestimuleerd om te voorkomen dat de zenuwvezels met het ritme van de stimulatie (4 ms: 250 Hz) mee gaan vuren en dat dit ritme de spectrale aspecten gaat overheersen.

3. Continuous Interleaved Sampling’ (CIS)
   In de ‘Continuous Interleaved Sampling’ (CIS) strategie wordt het (spraak)signaal opgesplitst in een aantal, vrij brede, frequentiebanden (4 tot 12, te programmeren) die verbonden zijn met eenzelfde aantal kanalen c.q. elektroden. Hun aantal bedraagt dus 4 tot 12, afhankelijk van de instelling. Vanuit elk filter wordt een hoogfrequente impulsreeks gegenereerd (rond de 1000 impulsen per seconde). De stimulatie van een bepaald kanaal c.q. elektrode hangt hier niet af van het overschrijden van een ingesteld criterium in het betreffende filter, maar de amplitude van de impulsen wordt continu bepaald door amplitude van de omhullende van de output van dat filter. Daarnaast worden de impulsreeksen uit de verschillende filters aan alle kanalen niet gelijktijdig aangeboden, maar ná elkaar, eerst de elektroden met de hoogste rangnummers (de meest apicale) en vervolgens, oplopend, de – geselecteerde – elektroden met de lagere nummers. Deze sequentiële stimulatie is afgebeeld in Fig.8. . De impulsreeksen veroorzaken in het slakkenhuis ‘bolvormige elektrische veldjes’, zoals geïllustreerd in het bovenste gedeelte van Fig.8. Hoe groter de amplitude van de impulsen, hoe groter de bolvormige veldjes (aangeduid door de cirkels). Men kan ook kiezen voor andere volgordes, zoals van achter naar voren of door elkaar.
   
   
   

   Fig.8. Schematische weergave van een wijze waarop het microfoonsignaal wordt bewerkt en omgezet in reeksen elektrische impulsen die aan de elektroden worden aangeboden bij de CIS codering. Belangrijk is dat – van boven naar beneden, dus met toenemende filterfrequentie – elke volgende impulsreeks iets vertraagd is t.o.v. die daarvoor. De zenuwvezels verbonden met de verschillende plaatsen op het basilaire membraan worden dus achtereenvolgens gestimuleerd. Voor verdere beschrijving zie tekst.

   Het feit dat bij de CIS strategie de kanalen vooraf zijn ingesteld (geprogrammeerd) houdt in dat wanneer een bepaald filter momentaan geen output levert, de betreffende elektrode niet geactiveerd wordt . Alle kanalen hebben dezelfde impulsfrequentie.

4. ‘Advanced Combined Encoder’ (ACE)
   In de ‘Advanced Combined Encoder’ (ACE strategie wordt het (spraak)signaal, net als bij de SPEAK strategie, via een reeks (m) nauwe frequentiebanden geanalyseerd en worden de corresponderende impulsreeksen vervolgens geplaatst op de respectievelijke elektroden. Men kan maximaal 12 spectrale pieken (n) selecteren . De strategie is bij de processoren van de firma Cochlear (in de Nucleus 24 en de Nucleus 24 Contour) ook bekend als de n-of-m strategie. Er wordt sequentiële stimulatie toegepast. Het belangrijkste verschil tussen ACE en SPEAK zit in de stimulatiefrequentie: tussen 180 en 300 impulsen per seconde per kanaal voor SPEAK en tussen 900 en 1200 per seconde per kanaal voor ACE (in dit laatste geval bij selectie van zes spectrale pieken).
   
   
5. ‘Simultaneous Analog Stimulation’ (SAS)
   De ‘Simultaneous Analog Stimulation’ (SAS) coderingsstrategie is ontwikkeld vanuit de ‘Compressed Analog stimulation’ (CA). In de SAS strategie wordt het binnenkomende spraaksignaal gesampled en naar zeven (in de Clarion van Advanced Bionics) verschillende bandfilters gestuurd. De output van de bandfilters wordt in analoge vorm en simultaan op de elektroden geplaatst. Zie Fig.9.
   
   
   

   Fig.9. Principe van de CA strategie en de CIS strategie voor twee spraakklanken. Bij de CA en SAS strategieën worden de signalen in analoge vorm (na sampling) op de elektroden gezet. Bij de CIS strategie zijn de signalen op de elektroden hoogfrequente (rond de 1000 per seconde) impulsreeksen.

   De output van elk filter wordt op een elektrode of elektrodenpaar gezet. Op deze wijze volgen de stroomsterktes in de elektroden de variaties in energie in de bijbehorende frequentiebanden. Bij gelijktijdige stimulatie van zeven kanalen is de totale impulsfrequentie 91.000 samples per seconde. Daarmee is het mogelijk de relatieve amplitude-informatie en de temporele details van de golfvormen te behouden.

6. ‘Paired Pulsatile Sampler’ (PPS)
   De ‘Paired Pulsatile Sampler’ (PPS) strategie (heet ook MPS) lijkt een beetje op CIS, maar hier is afgestapt van de sequentiële stimulatie van opeenvolgende elektroden. Elektrodenparen die ver uit elkaar liggen worden wél gelijktijdig gestimuleerd. De kanalen 1 en 4 komen eerst, vervolgens 2 en 5, 3 en 6, 4 en 1, 5 en 2, 6 en 3, 1 en 4 etc. Door de elektroden op afstand wél gelijktijdig te stimuleren kan én de kanaalinteractie verminderd worden én de impulsfrequenties twee keer zo hoog gekozen worden (vergeleken met de CIS strategie).
   
   
7. ‘High Resolution’ (HiRes 120)
   De ‘High Resolution’(HiRes 120) strategie is een uitbreiding van de CIS strategie. Het is mogelijk 16 elektroden monopolair te stimuleren. De impulsfrequentie is 2800 per seconde per elektrode bij sequentiële stimulatie van de elektroden en 5600 per seconde per elektrode voor elektroden die ver uit elkaar liggen. Er wordt verder gebruik gemaakt van een gelijkrichter alléén voor omhullende detectie en van een geavanceerde AGC schakeling. Van wezenlijk belang is dat elk kanaal een eigen voedingsbron heeft met korte in- en uitschakeltijden. Deze uitbreidingen maken het mogelijk de plaats van stimulatie over kleine afstanden te variëren. Kleine variaties in het spectrum van het aangeboden signaal (pieken die verschuiven) kunnen zo nauwkeurig worden afgebeeld (gevolgd). Men spreekt hier wel van ‘virtuele’ kanalen. Dit zijn kanalen die – met behulp van de software – op basis van de veranderingen in het spectrum gecreëerd worden. In de HiRes120 strategie van Advanced Bionics worden zo met 15 variabele kanalen en acht elektroden 120 virtuele kanalen gecreëerd.

Op dit moment kunnen in de meeste implantaatsystemen meerdere strategieën toegepast worden. Deze opties dienen niet als ‘functies’ beschouwd te worden, zoals bij hoortoestellen met meerdere programma’s, maar als mogelijkheden voor de audioloog om tijdens een afregeling het beste te bereiken. Verder zijn voor veel oudere typen processoren upgrades beschikbaar naar een nieuwere strategie. Bepaalde coderingsstrategieën zijn gebonden aan een bepaalde fabrikant.

Het zal opgevallen zijn dat in de coderingsstrategieën de totale impulsfrequentie voor de elektroden enorm is toegenomen. Deze toename heeft tot gevolg gehad dat steeds fijnere spectrale en temporele details van het spraaksignaal ‘afgebeeld’ kunnen worden. De technologische ontwikkelingen hebben ook het batterijverbruik in de verschillende systemen sterk doen dalen. Daardoor konden geavanceerde systemen toch als AHO uitgevoerd worden.

Opgemerkt wordt dat het hier gaat om een toename van de technische mogelijkheden en niet om voortschrijdende kennis over het functioneren van het aangetaste gehoor. De ontwikkelingen op het gebied van de coderingsstrategieën en spraakprocessoren hebben er in ieder geval toe bijgedragen dat de maximale foneemscores, bij het spraakverstaan na implantatie, steeds hoger zijn geworden. Het verloop in de tijd is goed te zien in Fig.10.

De aanwezigheid van het grote aantal coderingsstrategieën moet gezien worden als het toepassen, maar ook verkennen, van wetenschappelijke kennis en technische mogelijkheden. Toepassing van meer kanalen en gebruik van hoge stimulatie frequenties hoeven niet voor iedereen tot meer mogelijkheden te leiden. Het probleem daarbij is dat de inter-individuele spreiding in hoormogelijkheden met eenzelfde configuratie erg groot is en de winst van een geavanceerde techniek soms gering in vergelijking met deze spreiding. In de praktijk wordt, na het beschikbaar komen van een nieuw type strategie, altijd onderzoek verricht om de meerwaarde te beoordelen.

De grote spreiding in het spraakverstaan na implantatie is niet gerelateerd aan het type coderingsstrategie, al speelt de toename van de technische mogelijkheden in de loop van de tijd wel degelijk een rol. Illustratief in dit verband is Fig.11 . Hier is een vergelijking gemaakt van het spraakverstaan met behulp van twee strategieën, de analoge CA en de – gepulseerde – CIS. Overduidelijk is dat de patiënten die slecht scoren met de ene strategie dat ook doen met de andere, en omgekeerd.

Natuurlijk is een vereiste voor het kunnen horen van een geluid dat de elektrische stroompjes actiepotentialen opwekken. De gedachte dat de gehoorzenuw, in geval van zeer ernstige slechthorendheid, niet meer bruikbaar zou zijn berust echter op een misvatting. In de meeste gevallen zijn er in de auditieve banen nog voldoende functionerende afzonderlijke zenuwvezels aanwezig om de overdracht, zoals beschreven, in stand te houden. Meer bepalend voor de mogelijkheden van Cochleaire Implantatie is de plasticiteit of flexibiliteit van het deel van de hersenschors waarin de centrale verwerking (interpretatie) van de signalen plaatsvindt.

9.5.1.4(2). Aansturing van de elektroden

Stimulatie van een bepaalde elektrode zal pas leiden tot het horen van een geluid dat correspondeert met de plaats waar de elektrode zich bevindt wanneer het bijbehorende elektrische stroompje geconcentreerd is in een klein gebiedje van de cochlea. Het probleem hier is dat de elektroden omgeven zijn door een zeer goed elektrisch geleidende vloeistof (perilymfe) die de stroom doet uitvloeien in alle richtingen. De kans is dus groot dat een breder gebied dan gewenst actief wordt, maar ook dat het gewenste gebied zelf méér gaat vuren, omdat het ondersteuning ondervindt vanuit de omgeving. De uitsmering die optreedt, kan als volgt verminderd worden:

• De verschillende elektroden worden kortdurend gestimuleerd
• Naburige elektroden worden na elkaar (ongelijktijdig) gestimuleerd
• De stimulatie van de elektroden wordt op een bepaalde manier gekoppeld (‘mode of stimulation’)

De in de vorige paragraaf besproken coderingen zijn op deze drie principes gebaseerd. We bespreken de principes achtereenvolgens.

• De verschillende elektroden worden kortdurend gestimuleerd
  In de praktijk wordt gestimuleerd met ‘treinen’ kortdurende (bijvoorbeeld 25 ms) elektrische impulsen. De herhalingsfrequenties die daarbij horen zijn in de oudere implantaatsystemen relatief laag gekozen, maximaal 250 á 300 impulsen per seconde, met als doel ook de grondtoon van de stem (F₀) over te brengen. In de loop van de tijd zijn de herhalingsfrequenties echter steeds groter geworden (3000 tot 5000 per seconde of meer per elektrode).
  
  
• Naburige elektroden worden ná elkaar (ongelijktijdig) gestimuleerd
  Het ongelijktijdige vuren wordt gerealiseerd door afzonderlijke elektroden of combinaties van elektroden (kanalen) ná elkaar aan te sturen, bijvoorbeeld achtereenvolgens 1, 2, 3 etc. of bijvoorbeeld eerst 4 en 8, dan 3 en 7, dan 2 en 6 en als laatste 1 en 5. Het principe van de ongelijktijdigheid vindt men terug in de verschillende coderingsstrategieën.
  
  
• Wijze van stimulatie van de elektroden (‘mode of stimulation’)
  De elektroden kunnen volgens een bepaald systeem (programmering) onderling verbonden worden. De manier waarop dit gebeurt, noemt men de ‘mode of stimulation’. Men kan er voor kiezen elke elektrode als een ‘actieve’ (stimuleerbare) te beschouwen en de combinatie van de overige als de ‘referentie’. Deze methode heet ‘Common Ground’. Een andere keuze is, bij stimulatie van een bepaalde elektrode, een naburige elektrode als ‘indifferent’ te beschouwen. Dit heet de ‘bipolaire’ (BP) mode. De naburige elektrode kan de tweede naastliggende met één ertussen (BP+1) zijn maar ook de derde (BP+2), vierde (BP+3) etc. elektrode. Het voordeel van BP is dat het gestimuleerde gebiedje veel kleiner is dan bij Common Ground en dat dus de frequentieselectiviteit van het systeem veel groter is. Naarmate bij BP de combinatie verder uit elkaar ligt, verbreedt het gebied dat geactiveerd wordt natuurlijk weer. Een nadeel van BP is dat de vereiste stroomsterktes relatief hoog zijn, wat niet gunstig is voor het batterijverbruik. Een keuze voor BP+3 of hoger betekent verlies van selectiviteit. Tegenwoordig wordt meestal de ‘monopolaire’ (MP) mode gebruikt. De ‘aarde’ ligt in dit geval buiten de cochlea. De praktijk heeft uitgewezen dat MP net zo selectief is als BP en daarnaast veel lagere stroomsterktes vereist. Aangezien bij MP de stroomsterkte die nodig is om een hoorsensatie te veroorzaken voor alle elektroden ongeveer gelijk is, kost het vinden van die stoomsterktes over het algemeen minder tijd.
  
  Bij deze keuzemogelijkheden dient men zich te realiseren dat de begrippen ‘programma van de processor’ en programmering van de processor’ hier van toepassing zijn op het geheel van de instellingen van de processor. De belangrijkste daarvan zijn de coderingsstrategie (voorzover keuze mogelijk is) en de ‘mode of stimulation’ (met inbegrip van het aantal te stimuleren elektroden). Het aantal te stimuleren elektroden wordt mede bepaald door de coderingsstrategie. De instellingen zijn cliëntafhankelijk.

9.5.1.5(2). Overzicht van de verschillende systemen en beschikbare faciliteiten

In de loop van de tijd zijn een groot aantal cochleaire implantaatsystemen op de markt verschenen. Tabel I geeft een globaal overzicht (zie de opmerking aan het eind van de vorige paragraaf) van hun ‘verschijnen’ en van de daarin aanwezige coderingsstrategieën.

Elk van de recentere systemen bevat een reeks extra’s (faciliteiten). Deze zijn (soms onder verschillende benamingen):

• Telemetrie: Neural Response Telemetry (NRT – Cochlear) en Neural Response Imaging (NRI – Advanced Bionics) en de ‘Electrically Evoked Acoustic Reflex Threshold (EART).
• MRI bestendigheid
• Programma’s voor spraakverstaan in verschillende akoestische omgevingen en het luisteren naar muziek
• Afstandbediening
• Mogelijkheid om MP3-spelers, televisie en soloapparatuur aan te sluiten
• Meerdere draagopties (bij kinderen)

• Telemetrie
  Telemetrie is de mogelijkheid om, via in het cochleair implantaatsysteem ingebouwde versterkers, de sterkte van de neurale respons die volgt op een elektrische stimulatie (van een afzonderlijke elektrode) terug te meten. Bij de Nucleus implantaatsystemen spreekt men van ‘Neural Response Telemetry’ (NRT) en bij de Advanced Bionics systemen van de ‘Neural Response Imaging’ (NRI). Bij stimulatie van elke elektrode kan een verder gelegen elektrode gebruikt worden voor de registratie van de – door de eerste – opgewekte actiepotentialen in de gehoorzenuw. Het gaat hierbij om de samengestelde actiepotentiaal (‘Compound Action Potential’’ – CAP – dezelfde als bij het ECochG onderzoek), maar omdat deze via elektrische stimulatie is opgewekt spreekt men van ‘ECAP’. De relatie tussen de ECAP en de ‘subjectieve’ responsies maakt het mogelijk de afregelprocedure te verkorten en te vergemakkelijken en kan dus gemakkelijk toegepast worden bij kinderen, die niet in staat zijn een subjectieve beoordeling van de sterkte van een geluid te geven of daar moeite mee hebben. Naast NRT en NRI wordt soms ook gebruik gemaakt van de ‘Electrically Evoked Acoustic Reflex Threshold’ (EART) als ‘terugmeting’.
  
  Men zou misschien verwachten dat de uitkomsten van deze onderzoeken slechts beperkt bruikbaar zijn, vanwege de a-priori onvergelijkbaarheid van de subjectieve en objectieve responsies én omdat de stapedius reflexdrempel bij normaalhorenden rond de 80 dB HL ligt. Dit is een hard geluid. Toch heeft men goede overeenkomsten gevonden. Een nadeel met betrekking tot de voorspellende waarde van deze metingen tijdens de operatie zou kunnen zijn dat er nadien weefselgroei in het slakkenhuis plaatsvindt, waardoor drempelwaarden veranderen.
  
  
• MRI bestendigheid
  Het kan noodzakelijk zijn dat, bijvoorbeeld in het geval van verdenking van een hersentumor of van multiple sclerose, een MRI scan wordt verricht. De daarbij toegepaste sterke magneetvelden en de aanwezigheid van de interne magneet van het CI-systeem creëren dan een onveilige situatie. Algemeen geldt dat een veldsterkte van 0.3 Tesla geen probleem is. In sommige systemen is het inwendige gedeelte zo geconstrueerd dat de interne magneet operatief verwijderd kan worden (en later een vervangende geplaatst kan worden). In dat geval mag de magneetsterkte 1-1.5 Tesla zijn. De uitwendige onderdelen van de het CI (processor en magneet) mogen zich nooit binnen het bereik van een MRI scanner bevinden. Zie ook de website http://www.magneticresonancesafetytesting.com/.
  
  
• Programma’s voor spraakverstaan in verschillende akoestische omgevingen en het luisteren naar muziek
  De meeste CI-systemen hebben verschillende programma’s waarmee het mogelijk is zich aan te passen aan verschillende luistersituaties. Zo is er een programma voor een dagelijks situatie in huis of op het werk, een programma voor zeer rumoerige of lawaaierige situaties, en een programma dat het mogelijk maakt te luisteren naar een spreker of spreekster direct voor zich. Bij dit laatste programma worden twee verschillende microfoons gebruikt, die dienen als richtmicrofoon.
  
  Op het gebied van het luisteren naar muziek of het zelf bespelen van een muziekinstrument met gebruikmaking van een CI is veel meer mogelijk dan bijvoorbeeld vijf jaar geleden. Er kan echter nog veel verbeterd worden. In een ander – nog gepland – hoofdstuk over CI in dit Leerboek zal dit onderwerp uitgebreider behandeld worden. Informatie voor dit moment:
  
  
  • http://www.cs.jhu.edu/~donnell/docs/Donnelly%20Limb%20CI%20Music.pdf

• Afstandbediening
  De afstandsbediening (met display) maakt het mogelijk de functies en instellingen te bedienen. Dit zijn het geluidsniveau, de programma’s voor de verschillende akoestische omgevingen, de status van de batterij (dit kan ook een LED-lampje op de AHO-processor zijn) en de aanwezigheid en soort van eventuele storingen (diagnosesysteem).
  
  
• Mogelijkheid om MP3-spelers, televisie en soloapparatuur aan te sluiten
  Alle AHO CI-systemen hebben een ingebouwde luisterspoel en de mogelijkheid om externe audioapparatuur zoals een MP3-speler, audio- en TV-apparatuur en soloapparatuur aan te sluiten op de processor.
  
  
• Meerdere draagopties (bij kinderen)
  Voor jonge kinderen zijn er een groot aantal oplossingen bedacht om het dragen van het CI voor kind en het bedienen ervan door ouder(s) c.q. verzorger(s) zo gemakkelijk mogelijk te maken. De eisen die gesteld worden zijn afhankelijk van de leeftijd van het kind en betreffen het gewicht van de processor, het gemak waarmee de instellingen van het CI (de ‘knoppen’) bediend kunnen worden en het gemak waarmee storingen gesignaleerd kunnen worden. Zo zijn er de volgende uitvoeringen:
  
  
  • Het bedieningsgedeelte en het batterijcompartiment van de processor worden op de kleding gedragen en de processor is geplaatst op een ‘snugfit’ (Fig.12) die rond de oorschelp zit – voor jonge kinderen
  • De hele processor wordt in een houdertje op de kleding gedragen – voor zeer jonge kinderen
  • Uitvoering als kasttoestel, dus met de microfoon én processor in een op het lichaam gedragen doosje – voor kinderen
    
    
  

  Fig.12. Voorbeeld van de plaatsing van de spraakprocessor op een ‘snugfit’ (het plastic boogje). Bovenaan in de figuur is de zendspoel te zien en onderaan de batterijhouder. Het geheel betreft een OPUS 2 met Children Battery Pack van MED-EL.

9.5.1.6(2). Bijzondere uitvoeringen

‘split-arrays’
Toepassing van Cochleaire Implantatie is moeilijk of zelfs onmogelijk wanneer de binnenoren van een kandidaat anatomisch sterk afwijkend zijn. Dit komt niet vaak voor. Wel regelmatig voorkomend is het optreden van verbening van het slakkenhuis, als gevolg van meningitis. Deze verbening houdt in dat de ‘gangen’ in het slakkenhuis, die normaal gevuld zijn met vloeistof, botvorming is opgetreden. Het voldoende ver inbrengen van de elektrodenbundel is dan onmogelijk. Het is natuurlijk altijd mogelijk over een korte afstand een gaatje te boren en daarin de elektrodenbundel te plaatsen. In dat geval echter worden slechts enkele gebiedjes van de gehoorzenuw gestimuleerd en dat bij een relatief grote afstand van de elektroden tot de zenuwvezels. De resultaten met het cochleair implantaat CI), althans in termen van het herkennen van klinkers en medeklinkers (‘spectrale informatie’), zijn dan ook beperkt.

De laatste jaren zijn er voor dit probleem een aantal slimme oplossingen bedacht. Een gunstige bijkomstigheid bij de ontwikkeling van die oplossingen was dat de verbening nooit volledig is, over de gehele lengte van het slakkenhuis. Er is vaak nog wel een stukje (een ‘winding’) van het slakkenhuis waarin zich vloeistof bevindt. Om daar gebruik van te maken zijn verschillende typen elektrodenbundels ontwikkeld. Terwijl de ‘normale’ een lengte heeft van rond de 30 mm, met de stimulatiepunten op relatief grote afstand van elkaar, bedoeld voor 2½ winding, zijn er ook kortere elektrodenbundels met de stimulatie punten dichter bij elkaar, wanneer slechts een beperkt gedeelte van het slakkenhuis benut kan worden (één winding). Ook zijn er ‘split array’ elektroden(bundels). Deze hebben twee afzonderlijke bundels, een langere met zeven contactpunten en een kortere met vijf contacten. Zie Fig.13. De bundels zijn verbonden met één processor.

De korte bundel wordt in eerste winding van het slakkenhuis ingebracht en de langere in de tweede winding. Voor die laatste wordt dus een extra gaatje geboord. De twee bundels bestrijken samen dus een belangrijk gedeelte van de lengte van het slakkenhuis. Inschakeling van de tweede bundel, bij gebruik van de eerste, levert een duidelijke verbetering van het spraakverstaan.

CI en hoortoestel samen (‘EAS’)
Volledig dove oren komen niet vaak voor. Vaak is er wel enig, voor spraakverstaan en voor het luisteren naar muziek (intonatie), bruikbaar, restgehoor. In de praktijk is het meestal zo dat het restgehoor zich beperkt tot de lagere frequenties en dat het horen van hogere frequenties onmogelijk is. In de ‘buis’ van het slakkenhuis bevinden de hogere frequenties zich aan het begin en de lagere frequenties aan het eind. Dit maakt het mogelijk het gehoor gecombineerd elektrisch en akoestisch te stimuleren. Daarvoor wordt een elektrode maar voor de helft het slakkenhuis ingeschoven zodat er alleen in het gebied van de hogere frequenties elektrisch gestimuleerd kan worden. De processor op het oor produceert echter ook nog een akoestisch signaal in het gebied van de lagere frequenties. Dit wordt via een regulier oorstukje naar het trommelvlies gezonden. De twee typen signalen worden nauwkeurig op elkaar afgestemd zodat een ‘eenheid’ ontstaat. Het ‘hoortoestel’ in Fig.14 (links een DUET 2 van MED-EL en rechts een weergave van de plaatsing van het toestel op/in het oor) bevat zowel de processor als de akoestische versterker. Het systeem heet ‘EAS’ (Electric Acoustic Stimulation’).

Het gecombineerde systeem is toe te passen wanneer het gehoor voor de lagere frequenties ‘te goed’ is voor Cochleaire Implantatie. Er zijn wel enkele contra-indicaties voor de toepassing van dit systeem. Zo mag er geen sprake zijn van een geleidelijk toenemend gehoorverlies (‘progressief’ gehoorverlies). In dat geval is een ‘halve’ implantatie niet zinvol. Verder mogen er geen middenoorproblemen zijn of kunnen optreden, want die zouden infecties kunnen veroorzaken in het geïmplanteerde binnenoor. Het is gebleken dat de voordelen van het gecombineerde systeem – t.o.v. alléén een CI – optreden in situaties waarbij veel storende geluiden aanwezig zijn en bij het luisteren naar muziek.

9.5.1.7(2). Hoe wordt het apparaat voor de cliënt ingesteld? – Afregeling

De elektrische stroompjes, die de elektroden leveren, dienen aangepast te zijn aan het beperkte dynamisch bereik van de corresponderende vezels van de gehoorzenuw. Het kan zijn dat de stroomsterkte van een elektrode te gering is om een hoorsensatie op te wekken. Wordt de stroomsterkte daarna opgevoerd, dan zal op een bepaald moment de gehoordrempel voor die elektrode, in het betreffende frequentiegebied, bereikt worden. De stroomsterkte waarbij de drempel bereikt wordt heet het ‘T-niveau’ (‘Threshold’). Wordt er te veel stroom geleverd dan zal het geluid onaangenaam gaan klinken, een situatie die vermeden moet worden. Het gebied tussen de stroomsterkte aan de drempel en de waarde er van die een onaangename sensatie opwekt heet het ‘dynamisch bereik’ van de gehoorzenuw voor de betreffende elektrode. In het midden van dit dynamisch bereik ligt ergens de stroomsterkte die tot een duidelijk waarneembaar geluid leidt, maar wat niet te hard klinkt. Deze stroomsterkte komt overeen met het ‘C-niveau’ (‘Comfort’), voor de betreffende elektrode. De T- en C-niveaus kunnen van persoon tot persoon sterk verschillen.

Het geschikt maken van de spraakprocessor voor een individuele cliënt heet de ‘afregelprocedure’. De procedure houdt in dat bij die cliënt voor elke elektrode afzonderlijk de T- en C-niveaus bepaald worden, hetzij op basis van vraag en antwoord, hetzij op basis van observatie van reacties (bij jonge kinderen). De reeksen T- en C-niveaus worden opgeslagen in het geheugen van de processor. Men noemt dit een ‘MAP’.

Het kan natuurlijk voorkomen dat, nadat de afregeling van de afzonderlijke elektroden voltooid is, het totale geluid, waarbij meerdere elektroden worden geactiveerd, toch onaangenaam hard klinkt. In dat geval worden alle C-niveaus gelijktijdig enigszins gereduceerd. Op deze wijze wordt bereikt dat de luidheid binnen acceptabele grenzen blijft.

De instelling van de elektroden is onderhevig aan verandering. Een cliënt (volwassene, kind) kan adequatere responsies leren geven. Bepaalde geluiden kunnen onaangenaam klinken. Uitkomsten met betrekking tot het spraakverstaan kunnen aanleiding geven tot twijfels over de kwaliteit van de afregeling. Dit alles kan aanleiding geven tot het verrichten van een nieuwe afregeling. Ook wordt de tolerantie voor grotere stroomsterktes gedurende het dragen van een CI steeds hoger. Gedurende de eerste maanden kunnen de C-niveaus dan ook langzaam worden verhoogd. De microfoon van de spraakprocessor kan via een knop, die er uitziet als een volumeregelaar, meer of minder gevoelig worden ingesteld. In sommige gevallen is er ook een ‘echte’ volumeregelaar aanwezig.

In dit verband merken we op dat het via de afregelprocedure mogelijk is de gehoordrempel (in de vrije-veld situatie, mét het CI) voor het hele frequentiegebied op eenzelfde niveau te leggen, dus bijvoorbeeld op 30 dB of 40 dB. Een lage drempel daarbij (de 30 dB) is echter geen verdienste van het gehoor, maar van de apparatuur. Een te lage drempel is ongewenst omdat daarbij allerlei irrelevante zachte geluiden worden ‘opgetild’ tot een hoorbaar niveau.

9.5.1.8(2). Vergelijking van de mogelijkheden van cochleaire implantaatsystemen en hoortoestellen

In Tabel II wordt een vergelijking gegeven van de eigenschappen en mogelijkheden van een cochleair implantaatsysteem en die van een conventioneel hoortoestel. De vergelijking is niet in alle opzichten consequent te maken, omdat de mogelijkheden niet los gezien kunnen worden van de mogelijkheden van het restgehoor van de cliënt. De Tabel is bedoeld om hun beider ‘eigenheden’ weer te geven.

9.5.1.9(2). Samenvatting

De belangrijkste verdienste van Cochleaire Implantatie is het terugbrengen van de gehoordrempels, met name in het gebied van de spraakfrequenties, naar aanvaardbare niveaus. Daarbij gelden een aantal anatomische (hier niet besproken) randvoorwaarden. Het antwoord op de vraag wat een dove gaat horen hangt af van de vooraf gestelde doelen en van de ontwikkeling na de operatie. De mogelijkheden tot spraakverstaan zijn duidelijk aanwezig, maar de realisatie hangt van een groot aantal factoren af.

Voor zeer ernstig slechthorende kinderen heeft Cochleaire Implantatie als primaire doel méér en nieuwe mogelijkheden te bieden om te horen. Dit doel wordt altijd gerealiseerd, echter wel onder een aantal anatomische randvoorwaarden. Het secundaire doel, dat het primaire doel in belang overstijgt, is zeer divers en hangt af van het kind en van de omgeving. Het kan zijn herstel van het ‘verloren’ gehoor na een voltooide spraak- en taalontwikkeling, maar ook het opbouwen van de mogelijkheden tot communicatie via gesproken taal, het herstel van de akoestische terugkoppeling waardoor de spraak verbetert en een toename van de bewustwording van de omgeving. De omvang van wat bereikt wordt – de meerwaarde dus van Cochleaire Implantatie – varieert sterk en hangt van een groot aantal factoren af. Deze factoren worden besproken in Hfdst.8.4.7(2).

In een tweede hoofdstuk over cochleaire implantaatsystemen zullen de onderwerpen ‘binauraal horen met een CI’, ‘spraakverstaan in ruis met een CI’ en ‘luisteren naar muziek met een CI’ worden besproken.

9.5.1.10(2). Links

http://www.asha.org/docs/html/TR2004-00041.html#sec1.3.2
http://www.deoorgroep.be/ingrepen/340/Veel-gestelde-vragen
http://www.ugr.es/~atv/web_ci_SIM/en/seccion_4_en.htm
http://ercim-news.ercim.eu/new-digital-speech-processing-strategies-for-cochlea-implants
www.medel.com/
www.cochlear.be/
http://www.cochlea.org
www.bionicear-europe.com/
http://www.oticonmedical.nl/

9.5.1.11(2). Verwijzingen

De auteur van dit hoofdstuk is Ad Snik en Lucas Mens (Universitair Medisch Centrum Nijmegen) erkentelijk voor het beschikbaar stellen van de foneemscores van de ‘Nijmeegse’ CI-patiënten en voor het becommentariëren van de weergave van de data in Fig.10.

Literatuur

1. Chute PM, Nevins ME. Cochlear Implants in Children. In Valente M, Hodford-Dunn H, Roeser RJ (Eds.) Audiological Treatment. NewYork, Stuttgart: Thieme, 2000.
2. Clarke G. Cochlear implants: Fundamentals and Applications. Springer 2003.
3. Cooper H, Craddock LC. Cochlear implants: a practical guide. John Wiley and Sons, 2006.
4. Lamoré PJJ en Vermeulen AM (red.). Cochleaire Implantatie bij Kinderen. Utrecht 2000.
5. Mens LHM (2001). Verbeterde overdracht van spraak met een cochleair implantaat: waar is de flessenhals? Klinische Fysica 2:10-14.
6. Niparko JK (Ed.). Cochlear Implants – Principles and Practices. Lippincott Williams & Wilkins, 2009.
7. Umat C, Tange RA. Cochlear Implant Research Updates. InTech, 2012.
8. Waltzman S, Roland JTh. Cochlear Implants. Thieme, 2006.
9. Wilson BS, Finley CC, Lawson DT, Wolford RD, Zerbi M. Design and evaluation of a continuous interleaved sampling (CIS) processing strategy for multichannel cochlear implants. J Rehab Res Develop 1993;30: 110-116
10. Zeng F-G, Popper AN, Fay RR. Cochlear implants: auditory prostheses and electric hearing. Springer 2004.
11. Zeng F-G, Popper AN, Fay RR. Auditory Prostheses: New Horizons. Springer 2011.

Auteurs

Lamoré

Revisie

maart 2013