In niveau 2 van dit hoofdstuk bevinden zich enkele onderdelen van paragrafen die mogelijk beter op hun plaats zouden zijn in niveau 3. Omdat het geen op zichzelf staande onderwerpen betreft, maar korte uitwerkingen van de leerstof van niveau 2 is er voor gekozen deze stukken tekst in niveau 2 te laten staan, maar in een kleiner lettertype weer te geven.

De schrijvers van dit hoofdstuk zijn Heleen Luts (KU Leuven) en Christoph van der Reijden (UMC St Radboud) zeer erkentelijk voor hun hulp, commentaren en adviezen bij het schrijven van dit hoofdstuk.

Een recent handboek in relatie tot de ASSR is:
‘Auditory Evoked Potentials: Basic Principles and Clinical Applications’. RF Burkard, M Don and JJ Eggermont, Lippincott, Williams & Wilkins. Baltimore, 2007.

4.5.3.1(2) Principe van de Auditory Steady State Responses (ASSR)

Het voorliggend hoofdstuk is geheel gewijd aan de ‘Auditory Steady State Responses’ (ASSR). Deze ASSR’s vormen een deelgroep van de ‘Auditieve Evoked Potentials’ (AEP’s), de signalen die normaliter aanwezig zijn in de schedel bij auditieve stimulatie. Eveneens tot de AEP’s behoren de ‘Auditory Brainstem Responsies’ (ABR) die besproken worden in Hfdst.4.5.1. Beide categorieën potentialen spelen een belangrijke rol in de audiologische diagnostiek. Ze worden van de schedel afgeleid  m.b.v. elektroden. Ze zijn heel klein en zitten altijd ‘verstopt’ in het algemene elektrische signaal afkomstig van de hersenen, het ‘Elektro-Encefalogram’ (EEG). Om AEP’s zichtbaar te maken moet de stimulus herhaaldelijk worden aangeboden en moeten de opeenvolgende responsies opgeteld worden (middeling).

In tegenstelling tot de ABR’s, waarbij meestal met kliks gestimuleerd wordt, zijn de ASSR’s elektrische responsies – van de (midden)hersenen – op in amplitude gemoduleerde tonen. Wanneer gestimuleerd wordt met een zuivere toon waarvan de amplitude, zoals afgebeeld in Fig.1 . , sinusvormig wordt gemoduleerd (AM ), ontstaat een periodieke AEP. De periode komt overeen met die van de modulatie in de stimulus. In het voorbeeld van Fig.1 heeft de draaggolf (de toon die gemoduleerd wordt) een frequentie van 400 Hz en bedraagt de modulatiefrequentie 40 Hz. De periode van de responsie is 25 ms, overeenkomend met de periode van de modulator in de stimulus. Deze periodieke AEP heet de ‘amplitudemodulatie-volgresponsie’ (in het Engels de ‘Amplitude Modulation Following Response’ – AMFR).

De AMFR wordt tegenwoordig ‘Auditory Steady State Response’ (ASSR) genoemd. In het vervolg van dit hoofdstuk zal duidelijk gemaakt worden dat de amplitude van de modulatie in deze responsies informatie geeft over de verwerking van de draaggolf in het auditieve systeem, anders gezegd, dat de ASSR het mogelijk maakt gehoordrempels te meten.

De ‘Auditory Steady State Response’ behoort tot een categorie AEP’s die, historisch gezien, ontstaan is uit de ‘Middle Latency Response’ (MLR). De stimulus en de wijze waarop de ASSR responsies verwerkt worden is echter geheel anders. Om het verband met de MLR (besproken in Hfdst.4.5.2) in historisch kader duidelijk te maken, en daarmee tevens het specifieke van de ASSR, gaan we uit van de gemiddelde MLR die verkregen wordt wanneer er gestimuleerd wordt met korte toonstootjes die periodiek, b.v. met een herhalingsfrequentie van 10/s, worden aangeboden (Fig.2a). 

De grootte van de gemiddelde responsie in het latentiegebied van de MLR is een maat voor het effect van de stimulus. Het tijdvenster bedraagt 100 ms. Dit is een gebruikelijke registratiemethode. Wanneer vervolgens de herhalingsfrequentie wordt vergroot tot 40/s (een idee van Galambos, 1981) ontstaat – na middeling van nog steeds hetzelfde latentiegebied – daarin een periodieke responsie, met een periode van 1/40 s, dus van 25 ms (Fig.2b).

Wanneer het periodieke toonstootje met de herhalingsfrequentie van 40 Hz vervangen wordt door een zuivere toon, b.v. 1000 Hz, waarvan de amplitude sinusvormig, b.v. 100% wordt gemoduleerd (AM) met een frequentie van 40 Hz, ontstaat in het betreffende latentiegebied opnieuw een periodieke AEP met een periode van 25 ms. Deze periodieke AEP is de ‘amplitudemodulatie volgresponsie’ (‘Amplitude Modulation Following Response’ – AMFR, tegenwoordig ASSR). Hoewel het, op basis van het voorafgaande, plausibel is de ASSR te beschouwen als het resultaat van gesommeerde MLR’s, heeft recent onderzoek (Pantev et al., 1996). laten zien dat de neurale bronnen van de MLR en de ASSR elkaar niet volledig overlappen. De ASSR is dus niet ‘eenvoudigweg’ een periodieke MLR.

4.5.3.2(2) Eigenschappen

Bij de ASSR wordt de stimulus gedurende langere tijd, dus continu (vandaar ‘steady state’), aangeboden en worden tegelijkertijd de responsies gemeten en gemiddeld. Fig.3  geeft een vergelijking van het spectrum van de stimulus, een 100% in amplitude gemoduleerd signaal, met dat van de gemiddelde responsie. Het spectrum van de responsie bevat een component die overeenkomt met de modulatiefrequentie, in dit voorbeeld 90 Hz. Deze component is (alleen) afkomstig van het 2000 Hz gebied op het basilaire membraan en van de daarmee verbonden meer centrale gebieden in het auditieve systeem. De sterkte van deze component, de feitelijke ASSR, wordt als maat beschouwd voor het functioneren van de verwerking van de 2000 Hz component.

Door de verschillende audiometrische frequenties (500, 1000 Hz etc.) als draaggolf te kiezen en telkens het laagste stimulusniveau te zoeken waarbij de modulatiecomponent in het spectrum van de responsie nog detecteerbaar is kan men voor de betreffende draaggolffrequentie een objectieve gehoordrempel bepalen in het hele audiometrische frequentiegebied.

De sterkste responsies, d.w.z. de responsies waarbij de signaal ruisverhouding het grootst is, worden gevonden voor modulaties in het 35-45 Hz en in het 80-100 Hz frequentiegebied. Om die reden wordt gebruik gemaakt van een modulatiefrequentie van 40 Hz of van 90 Hz. Andere vormen van modulatie dan amplitudemodulatie (AM), zoals frequentiemodulatie (FM) en een combinatie van AM en FM, de ‘mixed modulation’ (MM), worden in het vervolg van dit hoofdstuk besproken.

De ASSR’s zijn zowel voor modulaties in het 40 Hz gebied als in het 90 Hz gebied min of meer afhankelijk van de mate van wakker c.q. gesedeerd zijn van de proefpersoon of de patiënt. Dit geldt het sterkst voor modulatiefrequenties in het 40 Hz gebied. Bij jonge (slapende) kinderen zijn de uitkomsten voor dit modulatiegebied in het geheel niet reproduceerbaar. De 40 Hz modulaties zijn dus ongeschikt voor het bepalen van frequentiespecifieke gehoordrempels bij kinderen. Voor modulatiefrequenties in het 90 Hz gebied daarentegen blijven de drempels grotendeels stabiel wanneer de ‘wakkerheid’ afneemt.

Een mogelijke verklaring voor de verschillen in eigenschappen van de AMFR bij wakkere en slapende personen en bij modulatiefrequenties rond 40 Hz vergeleken met die bij 90 Hz is het verschil in neurale bronnen. Responsies voor een relatief lage modulatiefrequentie zouden zowel in de hersenstam als in de auditieve cortex worden gegenereerd en wegvallen bij slaap, terwijl de responsies bij de 90 Hz modulaties alleen afkomstig zouden zijn uit de hersenstam.

4.5.3.3(2) Uitvoering

Opstelling en stimuli
De ASSR opstelling is schematisch weergegeven in Fig.4. . De computer genereert de amplitudegemoduleerde (AM) signalen (de stimuli) en stuurt deze naar de data acquisitie kaart. In deze kaart wordt het digitale signalen omgezet in analoge signalen. Deze worden via een verzwakker naar de koptelefoon(s) of insert telefoon(s) gestuurd. De opgewekte ASSR’s worden met elektroden afgeleid van posities op het hoofd, voorversterkt, en vervolgens gedigitaliseerd in de data acquisitie kaart (zie verder).

De ASSR kan met verschillende categorieën gemoduleerde stimuli opgewekt worden. Behalve met amplitude gemoduleerde tonen kan gestimuleerd worden met tonen die zowel in amplitude als in frequentie gemoduleerd zijn, b.v. 100% in amplitude en 20% in frequentie. Deze bewerking leidt tot een verbreding van het spectrum (zie Hfdst.5.3.1), terwijl de modulatiefrequentie, nodig voor de decodering van de responsie, hetzelfde blijft. Dit is de ‘Mixed Mode’ stimulatie (MM). Soms wordt de verbreding bereikt door meerdere draaggolven naast elkaar te plaatsen (op afstanden die een veelvoud zijn van de modulatiefrequentie; zie voorbeeld . Deze stimulus heet ‘Extended Stürzebecher’  stimulus (ES). Spectraal verbrede stimuli leveren grotere responsies dan AM tonen. De meest gebruikte modulatievormen zijn ‘Mixted Mode’ (MM) en de ‘Extended Stürzebecher’ stimulus (ES). Bij MM levert de toevoeging van FM een vergroting van de responsie met 37% .

In de klinische praktijk is het de gewoonte om meerdere draaggolffrequenties tegelijk te gebruiken en deze, met het oog op de analyse van de responsie, te moduleren met verschillende modulatiefrequenties. Met deze reeks  modulatiefrequenties worden de draaggolffrequenties en oren a.h.w. gelabeld en kan in één meetsessie de drempel voor vier audiometrische frequenties en twee oren gemeten worden. Het voordeel van de meervoudige stimulatie is dus dat de duur van de meting verkort wordt. Het principe van de uitvoering is afgebeeld in Fig.5. 

Registratie van de responsies
De meetapparatuur bevindt zich vaak in een kooi van Faraday, maar dat is, wanneer men voldoende afstand tot stoorbronnen kan nemen, niet noodzakelijk. Voor het registreren van de responsies worden zilver-zilverchloride of vergulde EEG-elektroden gebruikt. Deze worden zoals gebruikelijk m.b.v. elektrodepasta op het hoofd bevestigd. Bepalend voor de plaats van de elektroden is de aanwezigheid van relatief grote responsies bij een laag niveau van de EEG ruis zodat de meettijd beperkt kan worden.

Een goede plaatsing van de elektroden bij volwassenen is de meetelektrode op de vertex (C_z) en de referentie-elektrode op het ‘inion’ (‘os occipitale’). De plaats van de aardelektrode doet er niet zoveel toe. Het kan het sleutelbeen zijn, maar ook de hand. De codering van de plaatsen is afgebeeld in Fig.6. 

 

Bij jonge kinderen (leeftijd 0 – 6 maanden) wordt de meetelektrode eveneens op de vertex (C_z) geplaatst, maar de referentie-elektrode op het ipsilaterale mastoïd. Soms wordt de meetelektrode op het voorhoofd (F_z) geplaatst teneinde het gebied van de fontanel te vermijden. Dit levert echter responsies met een kleinere signaal-ruis verhouding. Voor een vergelijking van verschillende elektrodeconfiguraties zie van der Reijden (2005).

Data acquisitie en analyse (drempelbepaling)
De bepaling van de drempel voor de ASSR vindt geheel automatisch plaats en wel op basis van het spectrumvan de responsies. Het er om vast te stellen of dat spectrum behalve ruis ook componenten bevat die overeenkomen met de modulatiefrequenties in de stimulus. Het protocol om dit te bepalen vereist dat de samplefrequentie (bemonsteringsfrequentie) van de stimuli en die van de responsies perfect ‘gelocked’ zijn. Dit kan b.v. worden bereikt door uit te gaan van een basis-klokfrequentie van 20 MHz. Door deze klokfrequentie door 625 te delen krijgt men een samplefrequentie van 32 kHz voor de stimuli. Door de klokfrequentie door 5000 of 2500 te delen wordt een samplefrequentie voor de responsies van resp. 4 en 8 kHz verkregen Deze parameters kunnen van onderzoek tot onderzoek verschillen..

De gemeten responsies worden gedigitaliseerd in de data acquisitiekaart. Bij die omzetting van analoog naar digitaal worden de responsies opgesplitst in stukjes, ‘epochs’ genoemd, die elk een lengte hebben van 1024 ms. Tijdens de – lopende – registratie van de responsie worden in de data acquisitiekaart telkens 16 opeenvolgende epochs achter elkaar ‘geplakt’. Een dergelijke set heet een ‘sweep’. Een sweep heeft dus een lengte van 16384 ms. De frequentie resolutie is dus 0.061 Hz. Vervolgens wordt telkens op een gemiddelde van een aantal sweeps (8, 16, wat men kiest) de ‘Fast Fourier Transformation’ (FFT) toegepast. Daarna wordt – cumulatief, m.b.v. F-ratio statistiek – bepaald of het gemiddelde vermogen (kwadraat van de amplitude) in het kanaal van de modulatiefrequentie (significant) groter is dan dat van de ruis in de omliggende frequentievakjes. Dit gebeurt op basis van de verdeling van de amplitudes van de ruis in 120 omliggende frequentievakjes rond de frequentie van de gezochte component (bij een breedte van één vakje van 0.061 Hz dus een totale breedte van 3.7 Hz).

Een tweede methode om te bepalen of het responsiespectrum één of meer modulatiecomponenten bevat is gebaseerd op de ‘fasecoherentie’ in de responsies. De fase van de ruis varieert ‘at random’, maar een modulatiecomponent in het spectrum, indien aanwezig, zal – gemiddeld – een vaste faserelatie hebben met de modulatiecomponent in de stimulus (een voorkeursrichting). De breedte van het gebied dat de fase bestrijkt is dus een maat voor de sterkte van die stimulus. In dit geval wordt in het algemeen een T²-toets gebruikt om te bepalen of de breedte van het fasegebied, in vergelijking met dat voor de ruis, voldoende klein is

Artefacten
Voor het genereren van de stimuli bij ASSR metingen en bij AEP metingen in het algemeen wordt een elektrisch signaal, gegenereerd door de PC, omgezet in geluid. De elektromagnetische velden die daarbij ontstaan worden opgepikt door de elektroden. Bij de ASSR, waar gemoduleerde stimuli worden gebruikt, is dat in principe geen probleem omdat het frequentiegebied waarin de responsies gedetecteerd worden sterk verschilt van het frequentiegebied van de stimulus. Echter, wanneer bij hoge stimulusniveaus de transducer zich niet meer lineair zou gedragen, ontstaan in de stimulus ook componenten die overeenkomen met de modulatiefrequenties. Deze worden toegevoegd aan de responsies en als zodanig geïnterpreteerd. Hoge stimulusniveaus stellen dus eisen aan de kwaliteit van de transducer. Dit niet-lineaire gedrag is ook een probleem bij het gebruik van beengeleiders als transducer. Metingen tot 50 dB HL zijn echter wel mogelijk.

Een tweede manier waarop de modulatiefrequenties uit de stimuli – oneigenlijk – in de responsie terecht komen treedt op als gevolg van ‘aliasing’ (de vorming van ‘spiegelfrequenties’ – zie Hfdst.5.3.2(2), Par.2 bij de AD conversie, wanneer de samplefrequentie te laag is t.o.v. de draaggolffrequentie.

Dit is b.v. het geval wanneer een draaggolf van 2000 Hz wordt gemoduleerd met 80 Hz (met zijbanden bij 1920 Hz en 2080 Hz) en de samplefrequentie 2000 Hz bedraagt. De twee zijbanden worden dan gespiegeld naar 80 Hz, via respectievelijk 2000 Hz – 1920 Hz en 2080 Hz – 2000 Hz. Deze 80 Hz wordt dan als – oneigenlijke – component toegevoegd aan de responsie.

De zojuist beschreven twee vormen van toevoeging van oneigenlijke componenten aan de responsies, respectievelijk vervorming en ‘aliasing’, worden ‘elektromagnetische artefacten’ genoemd. Ze kunnen ertoe leiden dat drempels worden gemeten terwijl de proefpersoon/patiënt niets hoort. De eerste categorie artefacten kunnen worden vermeden door de stimuli met alternerende polariteit aan te bieden. De oneigenlijke component – die zich in de stimulus bevindt – wordt dan onderdrukt. De tweede categorie artefacten wordt vermeden door de samplefrequentie niet een veelvoud van de draaggolffrequentie te kiezen. Wanneer in het voorbeeld van zoeven als samplefrequentie 2500 Hz wordt gekozen (i.p.v. 2000 Hz) ontstaat een spiegelfrequentie van 2500 – 1920 = 580 Hz. Deze speelt geen rol bij analyse van de responsies.

De derde categorie artefacten (verstoringen van de responsie) zijn de myogene potentialen die optreden als gevolg van het aantrekken van de ‘Musculus Auricularis Posterior’ bij aanbieding van harde geluiden, de ‘Post Auricular Muscle Reflex’ (PAMR). Naast de PAMR speelt de ‘Vestibular Evoked Myogenic Potential’ (VEMP) een rol. Deze laatste ontstaat wanneer bij aanbieding van harde geluiden in de 250 en 500 Hz regio ook het vestibulaire systeem wordt geactiveerd en een reflex wordt gegenereerd die de nekspieren doet aantrekken. De PAMR verschijnt als een ‘uitschieter’ in een epoch. Een geschikte elektrodeplaatsing kan de VEMP minimaliseren (zie hiervoor). De algemene procedure om de ‘myogene’ artefacten te onderdrukken is de epochs waarin ze voorkomen, die dus een ‘veel te sterk’ signaal bevatten, niet te laten bijdragen aan de vorming van de sweeps, Fig.7. Dit gebeurt wanneer de responsie in de epoch een bepaalde, vooraf ingestelde, grootte (b.v. 10-20 mV) overschrijdt (‘artefact rejection’). Niet enkel VEMP en PAMR worden verworpen, maar ook perioden van te hoge myogene ruis ten gevolge van slikken, bewegen en hoesten.

4.5.3.4(2) Parameters bij de bepaling van de gehoordrempel m.b.v. de ASSR

Het gebruik van de ASSR voor het meten van gehoordrempels is een relatief nieuwe ontwikkeling. Een nieuwe ontwikkeling brengt altijd met zich mee dat onderzoekers verschillende protocollen gebruiken, al dan niet gekoppeld aan specifieke commerciële meetsystemen. Dit heeft tot gevolg dat het effect van een aantal parameters op de drempelbepalingen in het begin nog onvoldoende uitgewerkt is. Voor een goede beoordeling echter van de waarde van de ASSR als meetinstrument is het gewenst inzicht te hebben in de factoren die het eindresultaat beïnvloeden. Een reden temeer om ze aan de orde te stellen is het ‘automatische’ karakter van de drempelbepalingen in de commerciële apparatuur. Het kan nuttig zijn de keuzes die daarbij gemaakt zijn te kennen.

In deze paragraaf worden enkele parameters die in de praktijk het eindresultaat beïnvloeden (nader) besproken. Niet aan de orde komen hier de invloed van de positie van de elektroden op de signaal ruisverhouding van de responsies en de reductie van artefacten. Deze laatste onderwerpen zijn reeds voldoende behandeld in Par.3. De hierna te bespreken parameters zijn:

1. Keuze modulatiefrequentie (40, 90 Hz) en conditie van de patiënt, c.q. proefpersoon
2. Draaggolffrequentie en veelvoudige stimuli
3. Protocol drempelbepaling – statistiek op amplitude of op fase
4. Duur van de meting

1. Modulatiefrequentie en conditie van de patiënt c.q. proefpersoon
   De belangrijkste regel bij het toepassen van ASSR voor meting van gehoordrempel is bij jonge kinderen altijd gebruik te maken van modulatiefrequenties in het 90 Hz gebied. Natuurlijke slaap en sedatie vormen hier geen probleem omdat het gebruik van dit gebied een meer perifere meting impliceert dan wanneer modulatiefrequenties in het 40 Hz gebied worden toegepast. Bij oudere kinderen is soms de toediening van spierverslappers noodzakelijk om spierartefacten te beperken.
   
   Drempelbepalingen bij volwassenen kunnen ook bij modulatiefrequenties in het 40 Hz gebied plaatsvinden. Een lichte slaap is hier ‘toegestaan’ (van der Reijden, 2005). Bij volwassenen leveren modulatiefrequentie in het 40 Hz gebied een grotere signaal ruisverhouding in de responsies op dan modulatiefrequenties in het 90 Hz gebied.
   
   
2. Draaggolffrequentie en meervoudige stimuli
   De ontwikkeling van de ASSR meting zoals hiervoor beschreven is sterk gestimuleerd door de behoefte aan een frequentiespecifieke objectieve drempelmeting, ter vervanging van of aanvulling op de ABR. Met een ASSR meting is het mogelijk behalve bij 2000 en 4000 Hz ook drempels te bepalen voor de frequenties 1000 en 500 Hz. De drempelbepaling bij de lagere (draaggolf)frequenties is echter minder goed uitvoerbaar, m.n. bij 500 Hz, omdat de amplitude van de betreffende component daar kleiner is. Dit is ook te zien in Fig.8.  waar bij 20 dB SPL de 500 Hz bijdragen, gekoppeld aan de modulatiefrequenties 82 Hz (linker oor) en 86 Hz (rechter oor) al (bijna) verdwenen zijn terwijl die voor de hogere draaggolffrequenties nog zichtbaar zijn (de proefpersoon is normaalhorend). Dit gegeven beperkt enigszins de toegevoegde waarde van de ASSR, vergeleken met de ABR. Het probleem zal in de volgende sectie verder duidelijk worden wanneer de ASSR uitkomsten worden vergeleken met de bijbehorende toonaudiometrische drempels.
   
   
   

   Fig.8. ASSR frequentiespectra bij verschillende geluidsniveaus voor een normaalhorende. De modulatiefrequenties zijn 82, 90, 98 en 106 Hz voor het linker oor en 86, 94, 102 en 110 Hz voor het rechter oor. De modulatiefrequenties 82Hz en 86 Hz zijn gekoppeld aan de 500 Hz draaggolffrequentie, de modulatiefrequenties 90 Hz en 94 Hz aan de 1000 Hz draaggolffrequentie enz. Een sterretje geeft aan dat een responsie significant is.

   De meervoudige stimulatie met vier draaggolffrequenties en acht modulatiefrequenties, vier in elk oor, zoals beschreven in de vorige paragraaf, heeft niet alleen maar voordelen (tijdwinst). Bij hogere stimulusniveaus treden er interacties op tussen de ‘afbeeldingen’ van de draaggolffrequenties op het basilaire membraan en in de hogere auditieve centra. Bij gelijktijdige aanbieding van twee draaggolffrequenties wordt soms de responsie op de lage frequentie onderdrukt door die afkomstig van de hoge en kan, andersom, de responsie op de hogere draaggolffrequentie verbeterd worden door de aanwezigheid van de laagfrequente draaggolf . Dergelijke interacties zijn vooral aanwezig in het 40 Hz modulatiefrequentiegebied en bij stimulatieniveaus groter dan 60 dB SPL. Dit betekent niet dat de meting onder deze condities niet mogelijk is, maar wel dat de tijdwinst verloren gaat omdat bij deze kleinere responsies meer tijd nodig is om het gewenste significantieniveau te bereiken.

   Meervoudige stimulatie is het meest effectief wanneer de responsies bij de verschillende audiometrische frequenties van dezelfde orde van grootte zijn, dus bij ‘vlakke’ gehoorverliezen. Bij steil oplopende gehoorverliezen echter is toepassing van meervoudige stimulatie niet gewenst. Het is dan mogelijk dat de responsies voor de lagere (betere) frequenties al lang het gewenste significantieniveau bereikt hebben terwijl, om die significantieniveaus bij de frequenties met de hoogste drempels te bereiken, langer doorgemeten moet worden. Dit kan er toe leiden dat de stimulatieniveaus onaanvaardbaar hoog komen te liggen, maar ook dat de meting relatief lang gaat duren. In die gevallen is enkelvoudige stimulatie geïndiceerd. Dit is bij de commerciële systemen vooralsnog niet mogelijk.

3. Protocol drempelbepaling
   Er zijn twee methoden om te bepalen of het responsiespectrum modulatiecomponenten bevat. Beide gaan uit van het via FFT bepaalde spectrum van de responsie. In de eerste methode, o.m. toegepast in het commerciële MASTER systeem, wordt bepaald of het gemiddelde vermogen in het kanaal van de modulatiefrequentie (significant) groter is dan dat van de ruis in de omliggende frequentievakjes. In de tweede methode, toegepast in het commerciële AUDERA systeem, wordt bepaald hoe coherent de fase in het meetkanaal is. Theoretisch zijn deze twee methoden gelijkwaardig.
   
   Behalve wat betreft detectiemethode kunnen meetsystemen of protocollen verschillen met betrekking tot het al dan niet gebruik van meervoudige stimuli, het al dan niet instelbaar zijn van de duur van de meting en in de voorwaarden waaronder artefacten worden verwijderd. Bij het AUDERA systeem (enkelvoudige stimuli en keuze uit twee testduren ‘kort’ en ‘lang’) kan de meettijd niet verlengd worden wanneer de aanwezigheid van artefacten dat noodzakelijk maakt. Dit is waarschijnlijk de verklaring dat met de AUDERA de drempels bij normaalhorenden en bij personen met geringe tot matige gehoorverliezen sterk overschat worden en de uitkomsten aanzienlijke spreiding te zien geven. Bij het MASTER systeem (meervoudige stimuli, en meettijd die te verlengen is) zijn de drempels beter bepaald en is de spreiding duidelijk minder .
   
   In veel instituten en klinieken worden ‘zelfontwikkelde’ ASSR opstellingen gebruikt. Deze maken het mogelijk de invloed van allerlei parameters te onderzoeken en de instellingen te optimaliseren. De in de literatuur te vinden – soms zeer goede – schattingen van gehoordrempels zijn meestal bepaald met dit type meetsysteem.
   
   
4. Duur van de meting
   De totale duur van een ASSR drempelmeting is samengesteld uit de meettijden voor de verschillende frequenties afzonderlijk. De drempels worden ‘opgezocht’ door de geluidsniveaus in stappen van 10 dB te verlagen. Als bij een bepaald geluidsniveau en voor de verschillende frequenties zoveel ‘goede’ responsies geregistreerd zijn dat het significantieniveau (via F-ratio statistiek of fasecoherentie) bereikt is wordt het geluidsniveau met 10 dB verlaagd. De drempel is het niveau waarbij bij voor het ingestelde aantal sweeps (16, 32, 48…), of bij de ingestelde meettijd (AUDERA) zoveel ‘goede’ responsies geregistreerd worden dat net het significantieniveau bereikt wordt is de drempel. Dat drempelniveau wordt bepaald door het ingestelde aantal sweeps.
   
   Wanneer men nauwkeuriger wil meten (‘lager’ uitkomen moet het aantal sweeps vergroot worden en duurt de meting langer. De duur van de meting wordt ook beïnvloed door de mate van stabiliteit van de slaap c.q. waaktoestand van de patiënt en van de mate waarin de patiënt of proefpersoon ‘rustig’ blijft tijdens het onderzoek. Verstoringen leiden tot artefacten en kunnen het noodzakelijk maken de meettijd te verlengen. In de regel duurt de totale drempelmeting (4 frequenties en twee oren) met de korte AUDERA voor zowel normaalhorenden als slechthorenden 45 minuten. Voor de MASTER moet bij een aantal van 24 sweeps op een totale meettijd van 45 minuten gerekend worden voor normaalhorenden en op 55 minuten voor slechthorenden . Bij een aantal van 48 sweeps zijn deze tijden bijna verdubbeld.
   
   In dit verband is het van belang te weten hoeveel beter de audiometrische drempel benaderd wordt wanneer achtereenvolgens 16, 24, 32, en 48 sweeps worden toegepast. Tabel I geeft het verschil (gemiddelde en standaarddeviatie) tussen de ASSR drempel en de toonaudiometrische drempel (ASSR – TA). Tabel I laat zien dat de verbetering in de drempelbepalingen bij toename van het aantal sweeps niet erg groot is (orde van grootte 5 dB). De meeste winst zit nog in de overgang van 16 naar 32 sweeps. Verder is de verbetering in de bepaling van de drempel (intrasubject) kleiner dan de intersubject variatie in de bepaalde drempels.

Ondanks een criterium voor het verwijderen van artefacten (de uitschieters zoals in Fig.7) blijven er in de praktijk, als gevolg van de hiervoor genoemde factoren vaak ‘vals positieve’ responsies optreden. Deze maken het noodzakelijk langer door te meten. Dit is echter meestal niet gewenst omdat de patiënt of proefpersoon onrustig kan worden. Deze situatie, zowel de beoordeling van de betrouwbaarheid van het voorlopige meetresultaat als de inschatting van de ‘wakkerheid’ van de patiënt of proefpersoon vereist een deskundige onderzoek(st)er.

Het doel bij de uitvoering van ASSR metingen is een betrouwbare schatting te bereiken van de audiometrische gehoordrempel (TA). Dit is vooral van belang bij jonge kinderen wanneer geen betrouwbaar observatie-audiometrisch alternatief aanwezig is en er met het oog op het vervolgtraject keuzes gemaakt moeten worden. De vraag is hoe nauwkeurig de gehoordrempel voor dit doel bepaald dient te worden. De belangrijke grootheid in dit verband is de standaarddeviatie in de drempelmetingen (voor systematische afwijkingen kunnen correcties worden toegepast). Hoewel verschillende keuzes mogelijk zijn wordt voor gestelde doel een standaarddeviatie van maximaal 10 dB als voldoende beschouwd. In de volgende paragraaf zullen we zien of dit doel met een ASSR meting te bereiken is en binnen een aanvaarbare testduur te bereiken is.

4.5.3.5(2) ASSR drempel en (toonaudiometrische) gehoordrempel

De ontwikkeling van de ASSR is gestimuleerd door het perspectief op een snelle en efficiënte manier, volgens een van te voren ingesteld drempelcriterium en volgens een geautomatiseerde procedure, objectieve gehoordrempels bij jonge kinderen frequentiespecifiek te bepalen. In de voorafgaande paragrafen van dit hoofdstuk zal echter duidelijk geworden zijn dat de ASSR drempelbepaling een groot aantal parameters heeft, zoals de posities van de elektrodes, de frequentiesamenstelling van de stimuli en de het drempelcriterium. Bovendien kan de meting niet onafhankelijk van een deskundige beoordelaar uitgevoerd worden.

De verschillen in de keuze van de parameters hebben geleid tot een niet geringe variatie in de ASSR drempels en in de spreiding van die drempels van conditie tot conditie. In het vervolg van deze paragraaf wordt de balans opgemaakt en wordt bezien hoe ‘goed’, gegeven een bepaalde meettijd, de verkregen objectieve gehoordrempels feitelijk zijn, kortom wat de ‘waarde’ is van de ASSR meting.

Volwassenen
Voor het presenteren van een ‘representatieve’ vergelijking van ASSR drempels en toonaudiometrische drempels bij volwassenen wordt gebruik gemaakt van de resultaten uit het onderzoek van Dimitrijevic et al. (2002). Deze resultaten zijn gebaseerd op MM stimuli en meervoudige stimulatie van beiden oren in het 90 Hz modulatiegebied. De meetelektrode bevindt zich op de vertex (Cz), de referentie in de nek (onder het inion) en de aardelektrode op het voorhoofd (Fz). Er worden insert telefoons toegepast. Dit is niet de optimale configuratie zoals gevonden door van der Reijden (2005; modulatiefrequentie 40 Hz en elektrodeconfiguratie Cz – inion), maar Dimitrijevic et al. (2002) geven wel een zodanig mooie en complete set van data (31 slechthorenden en 14 normaalhorenden) dat presentatie zinvol is.

Het resultaat van de bepaling van de ASSR drempels met deze parameters is te zien in Fig.9. 

Tabel II geeft een overzicht van de verschillen tussen de ASSR drempel en de toonaudiometrische drempel (TA) in een vijftal – representatieve – onderzoeken onder vergelijkbare experimentele condities (modulatiefrequentie in het 90 Hz gebied, MM en meervoudige stimulatie). De totale duur van de ASSR drempelbepalingen is hier in de orde van grootte van 1 uur.

Het overzicht in Tabel II laat zien dat de grootheid (ASSR – TA) altijd een positieve waarde heeft. De ASSR drempel geeft dus een systematische overschatting van het gehoorverlies. Voor systematische afwijkingen wordt in de praktijk gecorrigeerd, voor elke opstelling en voor elke elektrodeplaatsing. Fig.9 laat zien dat de overschatting enigszins toeneemt wanneer het gehoorverlies groter wordt, vooral voor de draaggolffrequentie 500 Hz (de meeste gefitte lijnen hebben een helling <1). De literatuur overziende is deze toename echter niet algemeen.

Als men een groot aantal resultaten uit de literatuur met elkaar vergelijkt ziet men een trend dat het moeilijker is het normale gehoor goed te schatten dan het slechte gehoor. Niet alleen bij normaalhorenden de systematische afwijking groter, ook de spreiding is groter. Voorbeelden hiervan voor het MASTER systeem en het AUDERA systeem vindt men in de bijdragen op de website http://www.ned-ver-audiologie.nl/downloads-en-publicaties/. Vooral voor het  AUDERA systeem zijn de afwijkingen opvallend. In Fig.9 zijn ze enigszins aanwezig voor de frequentie 500 Hz. Dit effect kan – bij afwezigheid van andere informatie over het gehoor – leiden tot vals positieve resultaten.

Hoewel de meettijd, samenhangend met het gekozen aantal sweeps, een belangrijke factor is zal verlenging van de meettijd wel enigszins lagere drempels opleveren, maar de vraag is of met deze verlagingen het aantal vals positieve resultaten significant zal verminderen.

Bij het beoordelen van uitkomsten in de literatuur dient men er rekening mee te houden dat deze niet altijd goed te vergelijken zijn, als gevolg van verschillen in de keuze van de parameters zoals de plaatsing van de elektrodes, de duur van de meting, de stimulus en de vorm van het audiogram. Het is gewenst uit te gaan van een ‘eigen’ validering van de meting.

Tabel II laat verder zien dat de standaarddeviatie in de grootheid (ASSR – TA), dus in de nauwkeurigheid waarmee met de ASSR gehoordrempels worden bepaald, goed overeenkomt met de waarde van 10 dB die in de vorige paragraaf als voldoende werd genoemd (ook voor het MASTER systeem). Men dient er op te letten dat het hier om volwassen personen gaat onder optimale experimentele condities.

Feitelijk is de standaarddeviatie in een afzonderlijke ASSR uitkomst iets kleiner dan in Tabel II aangegeven, omdat de grootheid (ASSR – TA) een verschil is van twee standaarddeviaties, die van de ASSR en die van de toonaudiometrische bepaling. Wanneer die gelijk zijn is de standaarddeviaties van het verschil van de twee drempels een factor Ö2 groter dan die van elk afzonderlijk. Verder bevatten de standaarddeviaties in Tabel II zowel de intrasubject als de intersubject variatie. Voor de intrasubjectvariatie (herhaalde meting bij één persoon) moet uitgegaan worden van 6 dB (D’haenens ).

Jonge kinderen
Het meten van het gehoorverlies m.b.v. de ASSR bij (zeer) jonge kinderen – de feitelijke doelgroep – vindt altijd plaats bij modulatiefrequenties uit het 90 Hz gebied. Bij de uitvoering van de meting en bij het beoordelen van de betrouwbaarheid ervan moet men rekening houden met onrust en tijdsdruk (de meting mag niet te lang duren).

De onrust kan worden beperkt door gebruik te maken van de slaap van het kind en de referentie-elektrode achter het oor op het mastoïd te plaatsen ter vermijding van de PAMR en de VEMP (zie Par.2). De meest efficiënte meting is de dichotische stimulatie met acht modulatiefrequenties, vier voor elk oor. De duur van de meting bedraagt dan ongeveer een uur. Het resultaat van de vergelijking van de ASSR drempel met de toonaudiometrische drempel (TA) voor een aantal jonge kinderen is te zien in Fig.10. 

Een overzicht van de verschillen is te vinden in Tabel III.

De standaarddeviaties in deze ASSR uitkomsten (ASSR – TA) zijn relatief groot en de afwijkingen van de toonaudiometrische drempels juist relatief klein, vergeleken met de data in Tabel II. Generalisatie van de uitkomsten in Tabel III stuit op het probleem dat de samenstelling van een groep jonge kinderen bijna per definitie inhomogeen is. Factoren die daarbij een rol spelen zijn de ontwikkelingsleeftijd, de mate waarin het kind prematuur is (geweest) en de betrouwbaarheid van de toonaudiometrische bepaling. Wat het laatste betreft speelt een rol dat de grens tussen (geconditioneerde) toonaudiometrie en observatie-audiometrie bij deze jonge kinderen meestal niet scherp bepaald is. Dit kan leiden tot verhoogde TA drempels. Dit zou de relatief kleine verschillen in de grootheid (ASSR – TA) kunnen verklaren.

Een ander probleem hier is dat het moeilijk is data uit verschillende onderzoeken te combineren omdat die niet alleen beperkt beschikbaar zijn, maar ook omdat de meetcondities verschillen. Data die als representatief kunnen worden beschouwd zijn de ASSR drempels (geen vergelijking met toonaudiometrie) voor normaalhorende kinderen (23 oren) uit het onderzoek van Lins et al.  weergegeven in Tabel IV.

Hoewel de fysiologische drempels rond de 14 dB hoger liggen dan bij volwassenen zijn de standaarddeviaties vergelijkbaar met die voor de normaalhorenden in Tabel II. Dit betekent dat de ASSR drempel met eenzelfde nauwkeurigheid te bepalen is als bij normaalhorenden. Het feit dat er bij jonge kinderen die verdacht worden van slechthorendheid soms ‘uitschieters’ optreden, b.v. als gevolg van een ontwikkelingsachterstand, is inherent aan dit type onderzoek. Men vindt ze ook in de uitkomsten van BERA onderzoek .

Conclusies
Samenvattend kan men concluderen dat de ASSR als instrument voor diagnostiek van het gehoor een meerwaarde heeft boven de BERA vanwege de mogelijkheid frequentiespecifiek te meten. De betrouwbaarheid van de meetuitkomsten (de voorspellende waarde van de meting) is afhankelijk van verschillende factoren, zoals de gebruikte apparatuur, de elektrodeposities en het aantal sweeps per niveau. Bij het beoordelen van de meetuitkomsten dient men goed rekening te houden met optreden van artefacten als gevolg van myogene signalen en de aanwezigheid van vals positieve uitkomsten (verhoogde drempels bij normaal gehoor). Bij het bepalen van de gehoordrempels voor de frequenties 500 Hz, 1000 Hz, 2000 Hz en 4000 Hz in de twee oren moet men denken aan een meettijd van een uur.

Bij volwassenen is het mogelijk bij gevalideerde opstellingen en onder goed gedefinieerde experimentele condities gehoordrempels te meten met een nauwkeurigheid van 10 dB. Voor ASSR metingen bij kinderen dient men gebruik te maken van modulatiefrequenties uit het 90 Hz gebied. Het veelvuldig optreden van artefacten, de minder goede voorspellende waarde (dan bij volwassenen, samenhangend met de kleinere potentialen) de mogelijkheid van vals positieve uitkomsten maken de ASSR ongeschikt als op zichzelf staand instrument voor screening bij kinderen.

De waarde van de ASSR ligt in de aanvulling op de bestaande tests, de BERA en de observatieaudiometrie. Daarnaast is de aanwezigheid van een deskundige die de opstelling en de procedures kent en de uitkomsten van de verschillende tests kan interpreteren en overzien, onontbeerlijk. Validatie van het systeem (ijking) en regelmatige aanpassing van protocollen zijn noodzakelijk.

Voor verder commentaar op de ASSR methode en voor een vergelijking ervan met de BERA wordt verwezen naar de bijdragen van o.a. Christoph van der Reijden en Lucas Mens tijdens de 4^e nascholingsdag voor audiologen en audiologen-in-opleiding met als thema ‘Audiometrische diagnostiek bij neonaten’ (11 maart 2005 – http://www.ned-ver-audiologie.nl/downloads-en-publicaties/).

4.5.3.6(2) Links

http://www.otoemissions.org/FTP/powerpoint_pres/The_Role_of%20ASSR_in_Audiology.pdf – JW Hall III

http://www.courses.audiospeech.ubc.ca/haplab/ – AEP’s – kort overzicht door D.R. Stapells

http://www.bem.fi/book/13/13.htm – EEG algemeen, met uitleg van het 10-20 systeem

http://robertoostenveld.nl/?p=5 Uitleg van het 10-20 systeem door Robert Oostenveld

http://www.ned-ver-audiologie.nl/downloads-en-publicaties//  NVA website.

In niveau 3 van dit hoofdstuk staat een ontwerp ‘Consensus Statement’ over ASSR en BERA dat gebaseerd is op de antwoorden van de sprekers tijdens een nascholingsbijeenkomst voor audiologen in maart 2005. Het zal duidelijk zijn dat het hier om de stand van zaken in 2005 gaat.

Literatuur

1. Aoyagi M, Fuse T, Suzuki Y, Kim Y, Koike Y. An application of phase spectral analysis to amplitude modulation following response. Acta Otolaryngol. 1993; Suppl 504:82-88.
2. Aoyagi M, Kiren T, Kim Y, Suzuki Y, Fuse T, Koike Y. Frequency specificity of amplitude-modulation-following response detected by phase spectral analysis. Audiology 1993;32:293-301.
3. Aoyagi M, Kiren T, Kim Y, Suzuki Y, Fuse T, Koike Y. Optimal modulation frequency for amplitude modulation following response in young children during sleep. Hear Res 1993;65:253-261.
4. Aoyagi M, Furuse H, Yokota M, Kiren T, Suzuki Y, Koike Y. Detectability of amplitude modulation following response at different carrier frequencies. Acta Otolaryngol 1994;Suppl 511:23-27.
5. Bell SL, Smith DC, Allen R, Lutman ME. Recording the middle latency response of the auditory evoked potential as a measure of depth of anaesthesia. A technical note. Br J Anaesth 2004;92:442-445.
6. Bosman R. Threshold estimation in normal and impaired ears using Auditory Steady State Responses. Proefschrift Universiteit Pretoria (SA), 2003. Staat op: http://upetd.up.ac.za/thesis/available/etd-10282004-080444/unrestricted/00dissertation.pdf.
7. Brown DD, Shallop JK. A clinically useful 500 Hz evoked response. Nicolet Potentials 1982;1:9-12.
8. Burkard RF, Don M, Eggermont JJ (Eds), ‘Auditory Evoked Potentials. Basic Principles and clinical application’. Lippincott, Williams & Wilkins. Baltimore, 2007.
9. Cebulla M, Stürzebecher E, Wernecke KD. Objective detection of the Amplitude Modulation Following Response (AMFR). Audiology 2001;40:245-252.
10. Cone-Wesson B, Rickards F, Poulis C, Parker J, Tan L, Pollard J. The auditory steady-state response: clinical observations and applications in infants and children. J Am Acad Audiol 2002;13: 270-282.
11. D’haenens W, Dhooge I, Vinck B. Auditory Steady State Responses in normal hearing adults: A test-retest reliability study. XX IERAGC Biennial Symposium, Bled, Slovenia, 2007.
12. Dimitrijevic A, John MS, van Roon P, Purcell D, Adamonis J, Ostroff J, Nedzelski JM, Picton TW. Estimating the audiogram using multiple auditory steady-state responses. J Am Acad Audiol 2002;13: 205-224.
13. Dimitrijevic A, John MS, Picton TW. Auditory steady-state responses and word recognition scores in normal hearing and hearing-impaired adults. Ear Hear 2004;25:68-84.
14. Firszt JB, Gaggl W, Runge-Samuelson CL, Burg LS, Wackym PA. Auditory sensitivity in children using the auditory steady-state response. Arch Otolaryngol Head Neck Surg 2004;130:536-540.
15. Gorga MP, Neely ST, Hoover BM, Dierking DM, Beauchaine KL, Manning C. Determining the upper limits of stimulation for auditory steady-state response measurements. Ear Hear 2004;25:302- 307.
16. Herdman AT, Stapells.D.R. Thresholds determined using the monotic and dichotic multiple auditory steady-state response technique in normal hearing subjects. Scand Audiol 2001;30: 41-49.
17. Herdman AT, Stapells DR. Auditory steady-state response thresholds of adults with sensorineural hearing impairments. Int J Audiol 2003;42:237-248.
18. Herdman AT, Lins O, Van Roon P, Stapells DR, Scherg M, Picton TW. Intercerebral sources of human auditory steady-state responses. Brain Topography 2002;15:69-86.
19. Herdman AT, Stapells DR. Auditory steady-state response thresholds of adults with sensorineural hearing impairments. Int J Audiol 2003;42:237-248.
20. Herdman AT, Picton TW, Stapells DR. Place specificity of multiple auditory steady-state responses. J Acoust Soc Amer 2002;112:1569-1582.
21. Herdman AT, Lins O, Van Roon P, Stapells DR, Scherg M, Picton TW. (2002). Intracerebral sources of human auditory steady-state responses. Brain Topography 2002;15:69-86.
22. John MS, Lins OG, Boucher BL, Picton TW. Multiple auditory steady state responses (MASTER): stimulus and recording parameters. Audiology 1998;37:59-82.
23. John MS, Picton TW. MASTER: A Windows program for recording multiple auditory steady-state responses. Computer Methodes Programs Biomedicine 2000;61:125-150.
24. John MS, Purcell D, Dimitrijevic A, Picton TW. Advantages and caveats when recording steady-state responses to multiple simultaneous stimuli. J Am Acad Audiol 2002;13: 246-259
25. John MS, Dimitrijevic A, Picton TW. Efficient stimuli for evoking auditory steady-state responses. Ear Hear 2003;24:406-423.
26. Kuwada S, Batra R, Maher VL. Scalp potentials of normal and hearing-impaired subjects in response to sinusoidally amplitude-modulated tones. Hear Res. 1986;21:179-192.
27. Lins OG, Picton PE, Picton TW. Auditory steady-state responses to tones amplitudemodulated at 80-110 Hz. J Acoust Soc Amer 1995;97:3051-3063.
28. Lins OG, Picton TW, Boucher BL, et al. Frequency-specific audiometry using steady-state Responses. Ear Hear 1996;17:81-96.
29. Lins OG, Picton PE, Picton TW. Auditory steady-state responses to multiple simultaneous stimuli. Electroenceph Clin Neurophysiol 1995;96:420-432.
30. Luts H, Desloovere C, Kumar A, Vandermeersch E, Wouters J. Objective assessment of frequency-specific hearing thresholds in babies. Int J Pediatr Otorhinolaryngol 2004;68:915-926.
31. Luts H. Diagnosis of hearing loss in newborns – Clinical application of auditory steady-state responses. Proefschrift Katholieke Universiteit Leuven, 2005.
32. Luts H, Wouters J. Comparison of MASTER and AUDERA for measurement of auditory steady-state responses. Int J Audiol 2005;44:244-253.
33. Luts H, Desloovere C, Wouters J. Clinical Application of Dichotic Multiple-Stimulus Auditory Steady-State Responses in High-Risk Newborns and Young Children. Audiol Neurotol 2006;11:24 –37.
34. Lux L, Pethe J, Mühler R, von Specht H. Bestimmung der Hörschwelle durch die Registrierung von Amplitude Modulation Following Responses (AMFR) bei multifrequenter Stimulation. Z Audiol 2003;42:118-124.
35. Van Maanen A, Stapells DR. Comparison of multiple auditory steady-state responses (80 vs. 40 Hz) and slow cortical potentials for threshold estimation in hearing-impaired adults. Int J Audiol 2005;44:613-624.
36. Mühler R, Pethe J, von Specht H. Abschätzung der Hörschwelle mit stationären auditorischen evozierten Potentialen: Probleme der digitalen Signalverarbeitung. Z Med Phys 2000;10:139-146.
37. Mühler R. Steht die Auditory Steady-State Response an der Schwelle zur klinischen Nutzung? HNO 2004;52:779-782.
38. Pantev C, Roberts LE, Elbert T, Ross B, Wienbruch C. Tonotopic organization of the sources of human auditory steady-state responses. Hear Res 1996;101:62-74.
39. Pethe J, Begall K, Mühler R, Lottmann JK. Amplitude Modulation Following Response (AMFR) – Eine Methode zur objektiven frequenzspezifischen audiologischen Diagnostik. Laryngo Rhino Otol 1996;75:23-28.
40. Pethe J, Hocke Th, Mühler R, von Specht H. On the frequency spectrum of amplitude modulation following responses. Scand Audiol 2000;29:191-195.
41. Pethe, J., Mühler, R., and von Specht, H. Zur Abhängigkeit der ‘amplitude modulation following response’ von der Vigilanz. HNO 2001;49:188-193.
42. Pethe J, von Specht H, Mühler R, Hocke Th. Amplitude modulation following responses in awake and sleeping humans – a comparison for 40 Hz and 80 Hz modulation frequency. Scand Audiol 2001;30 Suppl 52:152-155.
43. Pethe J, Muhler R, von Specht H. Amplitude modulation following responses in audiological diagnostics. HNO 2002;50:1045-1052.
44. Pethe J, Mühler R, Siewert K, von Specht H. Near-threshold recordings of amplitude modulation following responses (AMFR) in children of different ages. Int J Audiol 2004; 43:339-345.
45. Picton TW, John MS, Dimitrijevic A, Purcell D. Human auditory steady-state responses. Int J Audiol 2003;42: 177-219.
46. Picton TW. In Burkard RF, Don M, Eggermont JJ (Eds), ‘Auditory Evoked Potentials. Basic Principles and clinical application’. Lippincott, Williams & Wilkins. Baltimore, 2007
47. Plourde G, Stapells DR, Picton TW. The human auditory steady-state evoked potentials. Acta Otolaryngol (Stockh) 1991; Supplement 491:153-160.
48. Purcell D, John MS, Picton TW. Concurrent measurement of distortion product otoacoustic emissions and auditory steady state potentials. Hear Res 2003;176: 128-141.
49. Rance G, Rickards F: Prediction of hearing threshold in infants using auditory steady-state evoked potentials. J Am Acad Audiol 2002;13:236–245.
50. Rance G, Rickards FW, Cohen TL, De Vidi S, Clark GM. The automatic prediction of hearing thresholds in sleeping subjects using auditory steady state evoked potentials. Ear Hear 1995;16:499-507.
51. Rance G, Dowell RC, Rickards FW, Beer DE, Clark GM. Steady-state evoked potential and behavioral hearing thresholds in a group of children with absent click-evoked auditory brainstem response. Ear Hear 1998;19:48-61.
52. Reijden van der CS. Improving the signal to noise ratio of the auditory steady-state response. Proefschrift Radboud Universiteit Nijmegen, 2005.
53. Schoonhoven R, Lamoré PJJ, de Laat JAPM, Grote JJ. Long-term audiometric follow-up of click-evoked brainstem response in hearing impaired infants. Audiology 2000;39:135-145.
54. Small SA, Stapells DR. Artifactual responses when recording auditory steady-state responses. Ear and Hear 2004;25:611-623.
55. Small SA, Stapells DR. Multiple auditory steady-state response thresholds to bone-conduction stimuli in young infants with normal hearing. Ear and Hear 2006;27:219-228.
56. Small SA, Hatton JL, Stapells DR. Effects of bone oscillator coupling method, placement location, and occlusion on bone-conduction auditory steady-state responses in infants. Ear and Hear (in press, 2006)
57. Stapells DR, Linden D, Suffield JB, Hamel G, Picton TW. Human auditory steady state potentials. Ear Hear 1984;5:105-113.
58. Stapells DR, Makeig S, Galambos R. Auditory steady-state responses: Threshold prediction using phase coherence. Electroencephalography Clin Neurophysiology 1987;67:260-270.
59. Stapells DR, Picton TW, Durieux-Smith A. Electrophysiologic measures of frequency-specific auditory function. In J.T. Jacobson, (Ed.) Principles and Applications in Auditory Evoked Potentials. Needham Heights, MA: Allyn & Bacon, 1994:251-283.
60. Stapells DR. Frequency-specific evoked potential audiometry in infants. In: Seewald RC & Bamford JM (Eds.) A Sound Foundation through Early Amplification. Phonak AG, Basel, 2000:13- 31.
61. Stapells DR, Herdman A, Small SA, Dimitrijevic A, Hatton J. Current status of the auditory steady-state responses for estimating an infant’s audiogram. In: Seewald RC & Bamford JM (Eds.) A Sound Foundation through Early Amplification. Phonak AG, Basel, 2004:43-59.
62. Sturzebecher E, Cebulla M, Pschirrer U. Efficiënt stimuli for recording of the amplitude modulation following response. Audiology 2001;40:63-68.
63. Sturzebecher E, Cebulla M, Neumann K. Click-evoked ABR at high stimulus repetition rates for neonatal hearing screening. Int J Audiol 2003;42:59-70.
64. Swanepoel D, Schmulian D, Hugo R. Establishing normal hearing with the dichotic multiple-frequency auditory steady-state response compared to an auditory brainstem response protocol. Acta Otolaryngol 2004;124: 62-68.
65. Swanepoel D, Hugo R, Roode R. Auditory steady-state responses for children with severe to profound hearing loss. Arch Otolaryngol Head Neck Surg 2004;130: 531-535.
66. Venema T. A Clinician’s Encounter with the Auditory Steady-State Response (ASSR). The Hearing Review 2004. Op http://www.hearingreview.com/issues/articles/2004-05_02.asp.
67. Wong WYS, Stapells DR. Brain stem and cortical mechanisms underlying the binaural masking level difference in Humans: An auditory steady-state response study. Ear Hear 2004;25: 57-67.
68. Zurek PM. Detectability of transient and sinusoidal otoacoustic emissions. Ear Hear 1992;13:307-310.

Zie ook http://assr.de/papers2.htm.

Literatuur algemeen

1. Barlow HB, Mollon JD. ‘The Senses’, Cambridge University Press 1982.
2. 2. Burkard RF, Don M, Eggermont JJ (Eds), ‘Auditory Evoked Potentials. Basic Principles and clinical application’. Lippincott, Williams & Wilkins. Baltimore, 2007.
3. Grandori F, Hoke M, Romano GL (Eds). ‘Auditory evoked magnetic fields and electrical potentials’. Adv. Audiol, Vol 6, Karger, Basel, 1990.
4. Hall JW. ‘Handbook of auditory evoked responses’. Allyn and Bacon, Needham Heights, Mass, 1992.
5. Hoke M, Bock GR (Eds). ‘Magnetic and electrical activity of the auditory cortex’. Acta Otolaryngol Suppl 491, 1991.
6. Jasper HH. The ten-twenty electrode system of the International Federation. Electroencephalogr Clin Neurophysiol 1958;10:371-375.
7. Wood CC, Wolpaw JR. ‘Scalp distribution of human auditory evoked potentials: II. Evidence for overlapping sources and involvement of auditory cortex’. Electroenceph Clin Neurophysiol 1987;54,25-38.

Auteur

Lamoré, Kapteijn

Revisie

januari 2008