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Ziel der vorliegenden Arbeit war der Nachweis der bekannten Tonotopie im auditorischen Cortex der Katze mittels optical recording intrinsischer Signale (ORIS) mit der Frage, ob ORIS eine funktionelle Bildgebung ermöglicht, die den etablierten elektrophysiologischen Ableitungsmethoden an räumlicher und zeitlicher Auflösung ebenbürtig oder sogar überlegen ist. Hierzu wurde ein ORIS- Setup erstellt, dessen Schwankungsbreiten von Beleuchtungseinheit und aufzeichnendem System in Ableitung mit grünem Licht bei einer Größenordnung von 0,03% hinreichend niedrig lagen, um stimulusassoziierte Signale in den von den meisten Autoren berichteten Amplituden sicher ableiten zu können. Es wurden spontane wie durch elektrische und akustische Stimuli evozierte Änderungen in den Reflexionseigenschaften des primären auditorischen Cortex (A1) der Ketamin- und Isofluran- anästhesierten Katze beobachtet. In Ruhe stellten sich bei 540nm in sämtlichen Versuchstieren (n=4) spontane Absorptionsoszillationen mit einer Grundfrequenz von 0,1Hz und einer Amplitude zwischen 1 und 3,5% dar („Mayer-waves“), deren Ursprung (intra- versus extracerebral) jedoch nicht gesichert werden konnte und die sich von den anliegenden Stimuli unbeeinflußt zeigten. Ein der bekannten Tonotopie korrespondierendes Muster aktivierter Areale nach Stimulation konnte lediglich bei ¼ der Versuchstiere nachgewiesen werden (P124, elektrische Reizung, 30 Mittelungsdurchgänge). Die erreichten Absorptionsmaxima nach 12dB überschwelliger elektrischer Reizung des Hörnerven lagen bei etwa 0,5% mit einer Latenz bis zum Signalmaximum von 5,5 sec. Bei P126 war erst nach Mittelung von 18 Durchgängen ein zeitlicher Zusammenhang zwischen optisch erhobenen Daten und Stimulus nachweisbar. Bei P125 stellte sich nach 30 Mittelungsschritten zwar ein caudo-rostraler Shift der optischen Maxima bei Stimulation von 1kHz auf 4kHz dar, was der bekannten cortikalen Frequenzrepräsentation entsprach, doch ließ die darauffolgende Reizung mit 16 kHz keinen weiteren Shift nach rostral erkennen. Das cortikale Gebiet maximaler optischer Aktivität lag gegenüber dem Ort der 4kHz-Repräsentation caudomedial versetzt. Dies widerspricht der bekannten cortikalen Cochleotopie. Es fand sich nach Mittelung über 18 (P126) bzw. 30 (P124 und P125) Durchgänge gleicher Stimulation bei allen Tieren ein fleckiges, stimulusassoziiertes, jedoch nicht tonotop verteiltes Signal in Form einer Absorptionszunahme mit Maximum nach 6-8,5 Sekunden. Es erreichte Amplituden zwischen 1% und 2,5%. Die optischen Aktivitätsmuster zeigten eine erhebliche Varianz unter Durchgängen bei gleichem Stimulus. In einem Experiment (P126) fand ein Vergleich der optisch generierten Ergebnisse mit elektrophysiologischen Multiunit-Messungen statt. Es konnte nur bei einer Stimulationsfrequenz (8kHz) eine schwache Korrelation der lektrophysiologischen Multiunit-Antworten mit den optisch erhobenen Reflexionsänderungen festgestellt werden. Wir schließen daher, dass die Darstellung einer Tonotopie mittels ORIS nur in einem Bruchteil der untersuchten Versuchstiere mit gegenüber elektrophysiologischen Methoden deutlich geringerer Reliabilität, Validität und räumlicher Auflösung machbar ist, möglicherweise, weil ORIS am primären auditorischen Cortex der Katze lediglich ein grobes Signal der Tonotopie liefert, ohne hierbei auf die Lokalisation aktiver Neurone beschränkt zu sein. ORIS ist demnach zum Ersatz der etablierten Elektrophysiologie am A1 der Katze nicht geeignet.
Die kongenital gehörlose Katze (CDC, congenitally deaf cat) stellt ein geeignetes Tiermodell für angeborene Gehörlosigkeit dar [Heid et al., 1998]. Ihr fehlen jegliche auditorischen Eingänge, das zentrale Hörsystem ist naiv. Doch die Hörnervenfasern bleiben erhalten und sind elektrisch stimulierbar. Zur chronischen Elektrostimulation des Hörsystems werden den Tieren im Alter von etwa zwölf Wochen Stimulationselektroden in die Cochlea implantiert. Nach der Operation erhalten die Tiere einen speziell für sie entwickelten Signalprozessor, der Umgebungsgeräusche über ein Mikrofon aufnimmt und in geeigneter Weise an die Stimulationselektroden weiterleitet. Von diesem Zeitpunkt an werden die CDCs 24h pro Tag mit Schallsignalen versorgt. Das anfangs naive Hörsystem durchläuft von da an eine Reifung, die die CDCs schließlich zu komplexerer Schallanalyse als Leistung des zentralen Hörsystems befähigt [Klinke et al., 1999b]. Neurophysiologische Experimente können die angesprochene Reifung des Hörsystems nur zu einem festen Zeitpunkt darstellen. Das Ziel der vorliegenden Arbeit war die Entwicklung einer Methode, mit der sich diese Reifungsprozesse der CDC im zeitlichen Verlauf verfolgen lassen. Die funktionelle Kernspin- oder Magnet-Resonanz-Tomographie (functional magnetic resonance imaging, fMRI) ist ein geeignetes Untersuchungsverfahren, das die Darstellung cerebraler Aktivierungen zu verschiedenen Zeitpunkten der Entwicklung erlaubt, allerdings ist das in der Humanmedizin gängige Verfahren bislang nicht an kleinen Säugetieren anwendbar gewesen. Im Rahmen dieses Dissertationsprojektes wurde ein solches, für die fMRI an Katzen geeignetes Meß- und Stimulationssystems völlig neu entwickelt und erfolgreich zur Untersuchung der Kortexaktivierung unter elektrischer Stimulation der Katzen-Cochlea eingesetzt [Thierfelder et al., 2000]. Zunächst wurde gezeigt, daß die speziell für die chronische Implantation bei der CDC entwickelten Stimulationselektroden [Behrendt, 1999] sowohl mit der anatomischen wie auch der funktionellen MR-Bildgebung kompatibel sind. Zur Signalübertragung während der funktionellen Untersuchungen wurde eine elektro-optische Übertragungsstrecke aufgebaut, mittels der der Stimulus vom Signalgenerator zum Implantat geleitet wird. Im Gegensatz zu einer rein elektrischen Signalübertragung verhindert hierbei ein optisch isolierter Signalpfad die Einstreuung von externen Hoch-frequenzen aus dem Radioband. In Korporation mit der Firma Siemens wurde eine speziell an die Anatomie der Katze angepaßte Sende-/Empfangsspule entworfen und optimiert. Durch die dabei erzielte Minimierung des Probenvolumens wurde ein Gewinn von 80% des Signal-zu-Rausch- Verhältnisses gegenüber einer bis dahin verwendeten Oberflächenspule zur Untersuchung des Handgelenks erreicht. Um die Überlagerung des elektrischen Stimulus mit Störsignalen des MRT im Bereich des eigentlichen Implantats zu verhindern, wurde ein Triggermodul für die Übertragungsstrecke konzipiert und erfolgreich implementiert. Solche Störspannungen können in jeder Leiterschleife durch Spinanregungs- und Schichtauslese-Pulse induziert werden. Deshalb wurden die zur fMRI verwendeten Sequenzen so geändert, daß sie unmittelbar vor der Akquisition der zu untersuchenden Tomogramme ein Stimulations-Stop-Signal ausgeben. Dieses Stop-Signal wird von einer selbstentwickelten Controller-Einheit verwaltet, die den Umschaltvorgang von der Ruhe- auf die Stimulationsphase bzw. umgekehrt steuert. Auf der Basis theoretischer Abschätzungen und eigener Messungen erwies sich die gleichzeitige Durchführung von elektrischen Stimulationen der CDCs unter Cochlea-Implantat-typischen Bedingungen und Standard-fMRI-Untersuchungen als unbedenklich. Elektrische, thermische oder toxische Beeinträchtigungen konnten ausgeschlossen werden. Zur Untersuchung kortikaler Reifung naiver Hörsysteme wurde die kortikale Aktivität für ein Einzelexperiment an einem ertaubten Tier und im Rahmen von Verlaufsstudien an zwei chronisch stimulierten CDCs untersucht. Zunächst wurde durch fMRI nachgewiesen, daß evozierte Aktivierungen im auditorischen Kortex reliabel dargestellt werden können. Als Korrelat elektrisch evozierter Aktivität wurde die Anzahl aktiver Voxel bestimmt. Die Abhängigkeit der Aktivität von der elektrischen Stimulationsintensität wurde relativ durch den Kontralateralitätsindex KL ausgewertet, um die Ergebnisse mit ähnlichen Untersuchungen bei akustischer Stimulation am Menschen zu vergleichen. KL beschreibt das Verhältnis aus kontralateraler Aktivität und der Summe aus kontralateraler und ipsilateraler Aktivität. Analog zum KL-Anstieg mit Anwachsen der akustischen Stimulationsintensität beim Menschen [Hart et al., 2001] nimmt auch bei elektrischer Stimulation der Katze der KL-Index signifikant zu. Die Steigungen beider Regressionsgeraden stimmen etwa überein, wenn man die für elektrische (1.37dB%) und akustische (0.37)(%SPLdB) Stimulationen des Hörnerven unterschiedlichen Dynamikbereiche berücksichtigt (10dBel vs. 40dBak SPL) [Raggio und Schreiner, 1994]. Denn die Steigung der Regressionsgerade, genauer die über weite Intensitätsbereiche als linear anzunehmende KL-Änderung fällt um so geringer aus, je größer der Dynamikbereich des informationsverarbeitenden Systems ist. Nach Klinke et al. [Klinke et al., 1999b] wachsen sowohl die Amplituden als auch die Flächen von aus dem primären auditorischen Kortex abgeleiteten Feldpotentialen mit der Dauer der chronischen, elektrischen Cochlea-Stimulation von CDCs. Weiterhin fällt nach Kral et al. [Kral, 2001, Kral et al., 2002] dieser Amplituden- und Flächenzuwachs um so größer aus, je früher die Implantation erfolgte. Aus den Aktivierungsumfängen wurden zur Untersuchung kortikaler Reifungsprozesse für ein früh (3.5m) und ein adult (6m) implantiertes Tier die KL-Werte berechnet. Für beide Tiere ist KL der ersten, naiven Messung nahezu gleich (KLjung≅0.0 vs. KLadult≅0.3). Mit der Dauer der chronischen Elektrostimulation (58d vs. 76d) wächst der Wert für das früh implantierte deutlich (KLadult≅1.0), während er sich für die adult implantierte Katze nicht verändert (KLadult≅0.15). Die Ergebnisse aus den fMRI-Messungen decken sich also mit neurophysiologischen Daten. Die hier entwickelte fMRI-Methode ist demnach für Verlaufsbeobachtungen an cochleaimplantierten Katzen brauchbar.
Das Ziel dieser Untersuchung war die Ermittlung der optimalen Klickreizrate für das auf der Registrierung der FAEP basierende Neugeborenen-Hörscreening. Bei hohem Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) der registrierten Antworten war zu erwarten, dass mit einem leistungsfähigen Statistiktest der Potentialnachweis bereits nach relativ kurzer Zeit möglich ist. Somit sollte eine Verringerung des Zeitaufwandes für die Registrierung der FAEP erreicht werden. Die Untersuchungen wurden an 25 jungen, normalhörenden Probanden durchgeführt. Der Reizpegel betrug stets 40 dBnHL. In Untersuchung 1 wurden 20 verschiedene Klickreizraten im Bereich von 20/s bis 400/s mit einer Schrittweite von 20/s gewählt und die registrierten FAEP untersucht. Der Antwort-Nachweis erfolgte im Frequenzbereich. Dabei wurde zum Nachweis einer Antwort ein q-sample Test verwendet (q-sample uniform scores Test), der nicht nur die Grundwelle sondern auch die Oberwellen bis 800 Hz in die Testung einbezieht. Die Ergebnisse zeigten, dass bei den Reizraten 20/s, 40/s, 60/s sowie bei den höheren Reizraten 140/s und 160/s Erkennungsraten von 100% möglich sind. Gleichzeitig fielen die mittleren Nachweiszeiten bei diesen Reizraten am geringsten aus. Mit einer mittleren Nachweiszeit von 31 s scheint jedoch die Reizrate 140/s die optimale zu sein. Bekanntlich sind bei niedrigen Reizraten mittellatente Komponenten an der Reizantwort (40-Hz-Antwort) beteiligt. Diese sind bei Säuglingen nicht vorhanden und somit für ein Neugeborenen-Hörscreening nicht geeignet. Es ist zu erwarten, dass bei Neugeborenen die optimale Reizrate eine andere ist. Die Ergebnisse in Untersuchung 2 zeigten sogar, dass es möglich ist, mit dem neuen Screening-Algorithmus beide Ohren gleichzeitig zu testen. Hierfür muss lediglich ein zweiter Reiz mit leicht veränderter Reizrate auf das andere Ohr gegeben werden. In bereits durchgeführten, weiterführenden Untersuchungen wurde die neue Methode an Neugeborenen getestet. Im Gegensatz zu den Ergebnissen bei Erwachsenen, liegt die optimale Klickreizrate hier bei 90/s. Die mittlere Nachweiszeit beträgt 24,6 s. Mit den hier vorliegenden Ergebnissen wurde gezeigt, dass man mit dem neuen Algorithmus insgesamt zu einem Zeitbedarf für ein AEP-Hörscreening kommt, der nahe dem der OAE-Verfahren liegt und eine höhere Sensitivität und Spezifität aufweist. Die Aufnahme des Hörscreenings in die allgemeinen Screening-Untersuchungen des Neugeborenen sollte angestrebt werden, zumal nun eine nicht-invasive, schnelle und zuverlässige Methode zur Verfügung steht.
Die künstliche elektrische Stimulation bietet oftmals die einzige Möglichkeit, nicht vorhandene bzw. verloren gegangene motorische sowie sensorische Aktivitäten in gewissem Umfang wieder herzustellen. Im Falle von tauben Patienten wird zur Erlangung von Hörempfindungen die elektrische Stimulation des peripheren auditorischen Systems mit Hilfe von Cochlea- oder Hirnstammimplantaten standardmäßig eingesetzt. Es ist dabei notwendig, natürliche neuronale Entladungsmuster durch die elektrisch evozierten Entladungsmuster nachzubilden. Bei einkanaligen Systemen kann nur die Zeitstruktur des Signals dargeboten werden. Mehrkanalige Systeme bieten hier noch zusätzlich die Möglichkeit auch örtlich selektiv bestimmte Nervenfasergruppen zu stimulieren und damit die Ortsstruktur in den Entladungsmustern zu repräsentieren. So hat es sich gezeigt, dass die Sprachverständlichkeit durch Verwendung von Mehrkanal-Elektroden verbessert werden kann. Grundvoraussetzung hierfür ist die Optimierung der Kanalseparation durch Kleinst-Vielkanalelektroden und der Wahl einer optimalen Codierstrategie des Signals.
Die Codierstrategie ist abhängig von dem jeweiligen spezifischen Einsatzbereich. So gaben z.B. schon Clopton und Spelman (1995) zu bedenken, dass die als selektiv berechnete tripolare (S3) Konfiguration nur für einen bestimmten Stimulationsstrombereich gültig ist. Hinzu kommt es bei simultaner Verwendung benachbarter Kanäle zu schmerzhaften Lautheitssummationen. Ursache hierfür sind einerseits die Überlagerung der durch die Elektroden stimulierten neuronalen Bereiche und andererseits die Wechselwirkungen von Strömen benachbarter Elektrodenkanäle. Diese Effekte führen nicht nur zu einer Verringerung der räumlichen Stimulationsauflösung, sondern auch zu einer Einschränkung der exakten Abbildung der Zeitstruktur innerhalb der einzelnen Stimulationskanäle.
Die Techniken und Grundlagen der elektrischen Stimulation von neuronalem Gewebe mit Kleinst-Vielkanalelektroden sind bisher kaum untersucht worden. Ziel dieser Arbeit war es, ein mathematisches Modell zu implementieren und Qualitätsparameter zu definieren, mit deren Hilfe die Verteilung des elektrischen Feldes und die daraus resultierende neuronale Erregung beschrieben und optimiert werden kann. Zur Verifizierung des Modells sollten Methoden und Techniken entwickelt werden, die eine hochauflösende Abtastung der elektrischen Felder und Messung der neuronalen Daten innerhalb eines Messsystems ermöglichen.
Bei der neuronalen Stimulation mit Kleinst-Vielkanalelektroden ergibt sich eine Reihe von Problemen grundsätzlicher Art. So werden bei elektrodenferner Stimulation größere Stimulationsströme benötigt als bei elektrodennaher Stimulation, wobei für den Strombedarf die Stimulationskonfiguration eine entscheidende Rolle spielt: Der S1 Stimulationsmodus benötigt weniger Strom zur Erreichung großer Stimulationstiefen als der S2 Stimulationsmodus. Der größte Strom wird mit zunehmendem Elektrodenabstand gleichermaßen von dem S3 und S7 Stimulationsmodus benötigt. Gleichzeitig verfügen Kleinst-Vielkanalelektroden bauartbedingt aber nur über kleine Elektrodenkontaktoberflächen und lassen daher auf Grund der kritischen Feldstärke nur geringe Stimulationsströme zu.
Ein weiteres Problem besteht bei diesen Kleinst-Elektrodendimensionen in der konkreten Lage der Neurone an denen eine neuronale Erregung evoziert wird. Die Dimension der Kleinst-Vielkanalelektroden liegt bei einem Elektrodenkanalkontaktdurchmesser von 70 µm bereits in der Größenordnung der zu stimulierenden Neurone mit einem Durchmesser von 10 bis 15 µm. Dies macht sich bei den Messungen besonders dann deutlich bemerkbar, wenn nicht der Stimulationsstrom die Größe des überschwelligen Bereichs modelliert, sondern wenn der Elektrodenkanalabstand durch die Wahl der entsprechenden Elektrodenkanäle verändert wird. Hier weisen zwar die meisten neuronalen Antworten noch in die sich aus dem Modell ergebende Richtung, jedoch kommt es zu einer höheren Streuung der Ergebnisse als bei Messungen mit der Folienelektrode, die eine Kontaktfläche von 170 µm besitzt.
Es gibt also eine Reihe von begrenzenden Faktoren bei der optimalen Dimensionierung der Stimulationselektrode, die sowohl abhängig von der physiologischen Topologie ist als auch von den eingesetzten Stimulationskonfigurationen. Es ist also zur Stimulation die Wahl der optimalen Codierstrategie und die richtige Dimensionierung der Stimulationselektrode sowie der Elektrodenkanalabstände von entscheidender Bedeutung.
Die neuronalen Messungen wurden erstmalig für diese Fragestellung am Hirnschnitt durchgeführt, da sie, im Gegensatz zu in-vivo Versuchen, eine exakte Positionierung der Elektroden auf dem Hirnschnitt unter Sichtkontrolle durch das Mikroskop erlauben. Es wurden aus den neuronalen Messungen die Amplituden und Latenzen der exzitatorischen postsynaptischen Potenziale (EPSP) sowie der Feldpotenziale ausgewertet.
Der Versuchsaufbau macht es möglich, die Potenzialfelder mit genau den Konfigurationen abzutasten, mit denen auch die neuronalen Messungen des Hirnschnittes durchgeführt wurden. Das implementierte Programm zur Berechnung der Feldverteilung besitzt zum Messprogramm ein Interface, so dass es möglich ist, die Einstellungen des Experimentes, wie Stimulationskonfigurationen, Abtastraster des Feldes und die Koordinaten des Messraums, in der Modellrechnung zu verwenden. Somit ist ein direktes Vergleichen zwischen Messung und Berechnung möglich. In nachfolgenden Arbeiten können die vorliegenden Ergebnisse als Grundlage für in-vivo Versuche eingesetzt werden.
Zur Durchführung der Messungen wurden sehr kleine Elektroden aus eigener Herstellung verwendet und es wurden uns freundlicherweise neu entwickelte Folienelektroden des Fraunhofer Instituts St. Ingbert zur Verfügung gestellt. Die Größe der verwendeten Kleinst-Vielkanalelektroden aus eigener Herstellung lag um ca. eine Zehnerpotenz unter den aktuell eingesetzten Elektrodentypen und ist speziell für den direkten Kontakt zwischen Elektrode und Gewebe konzipiert. Dies entspricht dem typischen Einsatzbereich von Hirnstammimplantaten. Dies ist auch notwendig, um eine maximale räumliche Separation der erzeugten Felder zu ermöglichen. Außerdem erlaubte das Elektrodendesign auf Grund der hohen Anzahl der Elektrodenkanäle und durch variieren der Konfigurationen die Feldrichtung zu bestimmen, ohne die Elektrode neu auf den Hirnschnitt aufsetzen zu müssen.
Der in dieser Arbeit implementierte Algorithmus zur Berechnung der Feldverteilungen und die eingeführten Qualitätsparameter erlauben, die unterschiedlichen Stimulationskonfigurationen miteinander zu vergleichen und zu optimieren. Die Ergebnisse aus diesen Modellrechnungen wurden sowohl mit den Messungen der elektrischen Felder als auch mit den Ergebnissen aus den neuronalen Antworten verglichen.
Der im Rahmen dieser Arbeit erstellte Versuchsaufbau bestand aus einer über mehrere Mikromanipulatoren getriebene mikrometergenaue Positioniereinrichtung. Es konnten sowohl die Stimulationselektrode als auch die Elektrode zur Aufzeichnung der neuronalen Daten gesteuert werden. Die Steuerung des gesamten Setup, d.h. die Positionierung, die Aufzeichnung der neuronalen Daten und die Generierung der Stimulationsmuster wurde über den zentralen Messrechner durch ein hierfür entwickeltes Computerprogramm gesteuert. Die Versuche wurden über ein inverses Mikroskop durch eine CCD-Kamera aufgezeichnet.
Der entscheidende Vorteil des in dieser Arbeit gewählten Modellansatzes besteht in der grundsätzlichen Beschreibung der Feldverteilung bei vielkanaliger Stimulation, so dass diese auch auf andere Elektrodenformen bzw. Konfigurationen und Dimensionen übertragbar ist. Es lassen sich so den verschiedenen Konfigurationen nach bestimmten Qualitätskriterien bewerten und an die jeweilige Zielrichtung der Stimulation anpassen. Die berechneten Felder konnten erfolgreich in der Messeinrichtung generiert und nachgemessen werden. Außerdem ist es gelungen, differenzierte neuronale Aktivitäten auszuwerten, welche die Aussagen des Modells abstützen.
Ziel dieser Arbeit war es, eine Methode zur akustischen Konditionierung speziell für cochleaimplantierte Katzen zu entwickeln. Die Methode sollte bei den Katzen Interesse an akustischen Reizen induzieren und mit einem geringen Aufwand Hör- und Unterschiedsschwellen bestimmbar machen.
Dabei konnte auf den Erfahrungen aus der Arbeit von Manos Pramateftakis aufgebaut werden.
Bei der Katze handelt es sich um ein gutgeeignetes Tiermodell, wodurch sich die gewonnenen Ergebnisse in gewissem Maße auf den Menschen übertragen lassen. Zusammen mit den Resultaten aus den neurophysiologischen und histologischen Untersuchungen sollen sie helfen, die Implantate und deren Codierungsstrategien zu verbessern.
Es wurden insgesamt sieben Katzen für die Konditionierungsexperimente verwendet, davon vier Tiere, zwei taub geborene und zwei künstlich vertäubte, mit einem Cochleaimplantat ausgestattet. Es wurde sichergestellt, daß die Tiere vor der Implantation taub waren und keinerlei Hörerfahrung hatten. Die Tiere wurden im Alter von 2,5 bis 6,5 Monaten implantiert. Drei weitere Katzen dienten als hörende Kontrollen. Die sieben Katzen wurden zwischen 12 und 102 Tage konditioniert.
Die verwendeten Cochleaimplantate wurden in unserem Institut speziell für den Einsatz bei Katzen entwickelt. Es handelt sich dabei um fünf kugelförmige Reizelektroden, die in die Scala tympani eines Ohres inseriert wurden, und eine indifferente Elektrode. Es wurde ein rein monopolares Reizmuster verwendet. Bei der entwickelten Methode handelte es sich um eine operante Konditionierung mit positiver Verstärkung und einem konstanten Verstärkungsmuster. Die Konditionierungssitzungen fanden einmal täglich, an sieben Tagen der Woche in einer schalldichten Kammer statt, mit 15 – 20 Trials (Tests) pro Sitzung. Die Tiere wurden nicht futterdepriviert, erhielten aber für mindestens sechs Stunden vor der Konditionierung keine Nahrung.
Ziel war es, daß die Katzen ein Verhalten zur Frequenzdiskrimination erlernten. Dazu mußten die Tiere bei zwei verschiedenen Reizfrequenzen unterschiedliche Futternäpfe aufsuchen, um eine Belohnung zu erhalten. Das Hinlaufen zu dem richtigen Futternapf wurde als Treffer (Hit) gewertet und in jedem Fall verstärkt. Bei den Versuchen wurde bewußt auf eine Automatisierung verzichtet. Damit es möglich war auf das individuelle Verhalten der Katzen zu reagieren, wurde einem Versuchsleiter der Vorzug gegeben. Es waren mit dieser Methode nur durchschnittlich sieben Sitzungen oder 122,2 Trials nötig, damit die Tiere zuverlässig den Zusammenhang zwischen Reiz und Verstärker erkannten. Die Methode kann aufgrund dieser Daten als sehr effektiv bezeichnet werden, die mit wenig Zeitaufwand durchzuführen ist. Es konnte kein Unterschied zwischen normal hörenden und implantierten Tieren bezüglich des Lernerfolges festgestellt werden. Einzig die Katze, die erst im Alter von über sechs Monaten implantiert wurde, zeigte einen deutlich schlechteren Lernfortschritt als alle anderen Tiere. Möglicherweise ein Zeichen, daß bei dem Tier zum Zeitpunkt der Implantation die kritische Periode der Gehirnentwicklung bereits abgeschlossen war.
Mit dieser Methode konnte allerdings keine der Katzen ein Verhalten zur Frequenzdiskrimination erlernen. Die Tiere vermochten nicht die unterschiedlichen Reize den verschiedenen Futterstellen zuzuordnen. Das Fehlen eines Manipulandums und damit einer eindeutigen, zu verstärkenden Verhaltensweise könnten hierfür der Grund sein. Es ist zu vermuten, daß die Anforderungen an die Tiere in letzter Konsequenz zu schwierig waren. Weiterführende Untersuchungen werden nötig sein, um die Methode zu optimieren.