Qualit atsvergleich in der funktionellen MRT zwischen 1,5T und 3T · 2016-08-26 ·...

Martin-Luther-Universitat Halle-Wittenberg

Naturwissenschaftliche Fakultat II

Institut fur Physik

Masterarbeit im Studiengang Medizinische Physik

Sommersemester 2013

Qualitatsvergleich in der

funktionellen MRT

zwischen 1,5 T und 3 T

vorgelegt von

Sabrina Lehmann

angefertigt in der

Universitatsklinik und Poliklinik

fur Diagnostische Radiologie

Gutachter:

Prof. Dr. Jochen Balbach

Dr. Manfred Knorgen

Eingereicht am 03.09.2013

Inhaltsverzeichnis1 Motivation 1

2 Grundlagen 3

2.1 Aufbau eines Magnetresonanztomographen . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3

2.2 Prinzip der Magnetresonanztomographie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

2.2.1 Kernspins . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

2.2.2 Anregung und Relaxation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7

2.2.3 Bilderzeugung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

2.2.4 Einfluss hoherer Flussdichten . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11

2.3 Funktionelle Magnetresonanztomographie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12

2.3.1 BOLD-Effekt . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12

2.3.2 Brodmann-Areale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14

3 Versuchsaufbau und Vorgehensweise 17

3.1 Probandenmessungen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17

3.2 Paradigmen der fMRT-Untersuchungen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

3.3 Messaufbau . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19

3.4 Einfluss der Repetitionszeit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20

3.5 Automatisierung der Versuche . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21

3.5.1 Kurzbeschreibung des Programms . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22

4 Datenauswertung 25

4.1 Datenvorverarbeitung mit SPM8 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25

4.1.1 Bewegungskorrektur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25

4.1.2 Koregistrierung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26

4.1.3 Normalisierung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27

4.1.4 Glattung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27

4.2 Statistikauswertung mit SPM8 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27

4.2.1 First-level-Analyse . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30

4.2.2 Second-level-Analyse . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30

4.3 Bestimmung der Brodmann-Areale mit MRIcron . . . . . . . . . . . . . . . 30

4.4 Untersuchung der TR-Unterschiede . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 32

5 Darstellung und Diskussion der Ergebnisse 35

5.1 Motorischer Test . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35

5.1.1 Qualitative Einschatzung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35

5.1.2 Quantitative Einschatzung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38

5.1.3 Einfluss der Repetitionszeiten auf die Messergebnisse . . . . . . . . 44

5.2 Auditorischer Test . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52

5.2.1 Qualitative Einschatzung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52

5.2.2 Quantitative Einschatzung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 55

6 Zusammenfassung 61

Literaturverzeichnis 63

Anhang 65

1

1 MotivationGroßer, schneller, leistungsfahiger - die Fortschritte in allen Bereichen der Technik sind

unaufhaltsam. So auch im Gebiet der Magnetresonanztomographie (MRT), in dem bereits

20 T-Gerate fur den Einsatz am Menschen in Erprobung sind. Hatten sich das Paul Chris-

tian Lauterbur und Peter Mansfield wohl vorstellen konnen, als sie 1973 die Grundsteine

der MRT legten? Viele Vorteile werden sich vom Ubergang zu starkeren Magnetfeldern

erhofft, so zum Beispiel eine genauere Bildgebung und somit auch sicherere Diagnosen

oder kurzere Messzeiten. Diese Fortschritte werden sich bereits vom Ubergang von 1,5 T

zu 3 T versprochen, was vor allem fur den Klinikalltag sehr relevant ist.

Die funktionelle Magnetresonanztomographie (fMRT) ist ein bildgebendes Verfahren, mit

Hilfe dessen nichtinvasiv und ohne Einsatz ionisierender Strahlung unter anderem die

Aktivierung von Hirnarealen dargestellt werden kann. Als Kontrastmittel dient hierbei

das Blut des Untersuchten selbst, genauer der Sauerstoffgehalt darin, der sich abhangig

von den Stoffwechselvorgangen im Hirn andert. Hier wirkt der so genannte BOLD-Effekt

(Blood Oxygenation Level Dependent Effect), bei dem die unterschiedlichen magneti-

schen Eigenschaften von sauerstoffreichem und sauerstoffarmem Blut fur die Bildgebung

genutzt werden.

Im Rahmen der vorliegenden Masterarbeit, die am Institut fur Diagnostische Radiologie

im Universitatsklinikum Halle (Saale) angefertigt wurde, sollte untersucht werden, inwie-

fern sich fMRT-Aufnahmen von einem 1,5 T-Tomographen und einem 3 T-Tomographen

sowohl qualitativ als auch quantitativ unterscheiden. Hierfur wurden ein motorisches und

ein auditorisches Paradigma entworfen, mit denen eine Aktivierung unterschiedlicher Hirn-

areale der Probanden erreicht werden sollte. Zum einen ging es darum, wie sich beispiels-

weise die Darstellung und Auflosung zwischen den beiden Geraten unterscheiden. Dies ist

vor allem in Hinblick darauf wichtig, dass zum Beispiel mit Patienten der Neurochirurgie

fMRT-Versuche in Vorbereitung auf Operationen durchgefuhrt werden. Diese Voruntersu-

chungen sollen naturlich genaueste Ergebnisse liefern und eine exakte Lokalisation aktiver

oder auch geschadigter Areale ermoglichen. Weiterhin bestand die Fragestellung vom Insti-

tut fur Musik, Abteilung Musikwissenschaft, ob sich Anregungen im motorischen Kortex

nachweisen lassen, je nachdem ob den Probanden tanzbare oder nichttanzbare Musik vor-

gespielt wurde und ob es hierbei Unterschiede zwischen Tanzern und Nichttanzern gab.

Die Zusammenarbeit erfolgte hierbei mit Herrn Prof. Dr. W. Auhagen und Frau Anne

Todt, die die Messergebnisse nutzte und diese Problematik ihrerseits in einer Masterarbeit

behandelte.

Fur die Untersuchungen wurden Messungen mit 20 gesunden Probanden im Alter von

20 bis 30 Jahren durchgefuhrt, wobei es gleichermaßen funf mannliche und funf weibliche

2 KAPITEL 1 MOTIVATION

Tanzer und ebenso funf mannliche und funf weibliche Nichttanzer waren. Die Entschei-

dung, ob jemand Tanzer oder Nichttanzer war, war wohl hinreichend schwierig, soll-

te sich jedoch darauf beziehen, ob diejenige Person Tanzaktivitaten im Freizeitbereich

durchfuhrte oder aber sehr selten bis gar nicht tanzte. Außerdem wurde im Verlauf der

Studie ein weiterer Proband hinzugezogen, mit dem der Einfluss unterschiedlicher Repe-

titionszeiten auf die Messergebnisse untersucht wurde.

Eine weitere Zielstellung war es, eine externe Steuerungsmoglichkeit fur das 3 T-Gerat ein-

zurichten. So sollte es ermoglicht werden, uber einen separaten Laptop das auditorische

Paradigma zu programmieren und die Versuche in Ruckkopplung mit dem Magnetreso-

nanztomographen automatisiert ablaufen zu lassen.

3

2 Grundlagen

2.1 Aufbau eines Magnetresonanztomographen

Ein Magnetresonanztomograph setzt sich aus vielen Komponenten zusammen, von denen

die wichtigsten im Folgenden aufgefuhrt werden.

Zunachst wird ein starker Magnet benotigt, der ein statisches, moglichst homogenes Feld

der magnetischen Flussdichte B0 erzeugt. Die Magnetfelder fur medizinische Zwecke lie-

gen dabei in der Großenordnung von 1 T bis 4 T. Meist werden supraleitende Magneten

eingesetzt. Dies kann durch eine Spule aus beispielsweise Niob-Titan realisiert werden, die

mittels flussigem Helium auf T = -269 ◦C gekuhlt wird. Somit kann sie widerstandsfrei

von Strom durchflossen werden und das Magnetfeld wird dauerhaft aufrecht erhalten. Ein

regelmaßiges Nachfullen von Helium ist hierbei notwendig, da dieses mit der Zeit ver-

dampft.

Um das Hauptmagnetfeld so homogen wie moglich zu gestalten, gibt es zusatzliche, so ge-

nannte Shim-Spulen. Diese erzeugen im Vergleich zu dem Hauptmagnetfeld nur schwache

Felder und werden derart dazugeschaltet, dass sie mogliche Feldinhomogenitaten ausglei-

chen.

Fur die raumliche Kodierung des MR-Signals wird zudem ein Gradientensystem benotigt.

Fur jede Raumrichtung steht hierbei eine Gradientenspule zur Verfugung, die nur kleine

Felder mit Gradientenstarken im Bereich von einigen mT pro m erzeugt. Wie diese Gradi-

entenspulen im einzelnen zur Anwendung kommen, soll im Abschnitt 2.2.3 erklart werden.

Das Schalten dieser Gradienten erzeugt die fur einen MR-Scan typischen Klopfgerausche.

Weiterhin gibt es ein Hochfrequenzsystem, das zum einen aus einem HF-Sender besteht,

der den HF-Puls mit der entsprechenden Larmorfrequenz liefert und somit die Wasser-

stoffkerne aus ihrer Gleichgewichtslage auslenkt. Das beim Ruckgang der Protonen in den

Ruhezustand emittierte MR-Signal wird wiederum von HF-Empfangerspulen aufgenom-

men. Hierfur konnen spezielle Spulen eingesetzt werden, die raumlich nahe am zu unter-

suchenden Korperabschnitt positioniert werden und so die raumliche Auflosung erhohen.

Ein Beispiel dafur ist eine Kopfspule, wie sie auch bei den Messungen fur diese Arbeit

verwendet wurde.

Um diese sensiblen Systeme nicht zu storen, ist eine Abschirmung des Scanner-Raums

gegen außere HF-Quellen notwendig. So enthalten die Wande und Decken zum Beispiel

Kupfer. Schirmspulen im Gehause des Magnetresonanztomographen wiederum schirmen

das Feld im Inneren des Scanners gegenuber dem Raum ab.

Eine letzte wichtige Instanz ist ein entsprechendes Computer-System. Mit diesem wird

4 KAPITEL 2 GRUNDLAGEN

zum einen der Scanvorgang uber die Eingabe notwendiger Messparameter gesteuert. Zum

anderen werden die aufgenommenen Signale verarbeitet, um aus ihnen mit geeigneten

Algorithmen ein Bild zu rekonstruieren. [2]

2.2 Prinzip der Magnetresonanztomographie

2.2.1 Kernspins

Die Magnetresonanztomographie als bildgebendes Verfahren nutzt vor allem die Eigen-

schaften der Wasserstoffkerne. Diese sind aufgrund ihrer großen Haufigkeit im menschli-

chen Korper besonders geeignet. Uber ihren Kernspin beziehungsweise Eigendrehimpuls

L und ihr magnetisches Dipolmoment µ wechselwirken sie mit dem externen Magnetfeld

des MR-Scanners.

L =√l(l + 1) · ~ (2.1)

l ist hierbei die Drehimpulsquantenzahl und ~ ist das reduzierte Plancksche Wirkungs-

quantum (~ ≈ 1, 0546 · 10−34J · s).

Die Komponente des Eigendrehimpulses in z-Richtung betragt

Lz = ml · ~ (2.2)

wobei ml die magnetische Quantenzahl ist, welche Werte von −l bis +l annehmen kann.

Daraus ergeben sich (2l+1) Einstellmoglichkeiten fur einen Kern im außeren Magnetfeld.

Das Proton hat eine Drehimpulsquantenzahl von l = 12, sodass die z-Komponente des

Eigendrehimpulses die Werte Lz,1 = +12~ und Lz,2 = −1

2~ annehmen kann. Es resul-

tieren daraus zwei Einstellmoglichkeiten fur Protonen im externen Feld - parallel oder

antiparallel zu dessen Feldlinien.

Das Proton stellt eine rotierende Masse mit einer elektrischen Ladung dar und besitzt

somit ein magnetisches Moment. Dieses richtet sich mit einer Prazessionsbewegung entlang

der Feldlinien eines externen Magnetfeldes aus. Aus dem Eigendrehimpuls ergibt sich das

magnetische Dipolmoment zu

µ = γ · L (2.3)

2.2. PRINZIP DER MAGNETRESONANZTOMOGRAPHIE 5

γ ist das so genannte gyromagnetische Verhaltnis, welches eine kernspezifische Große ist

und fur Protonen 42,58 MHz/T betragt.

Der Erwartungswert der z-Komponente des magnetischen Dipolmoments betragt demnach

< µz >= ±γ 1

2~ (2.4)

Die potentielle Energie eines magnetischen Dipols im außeren Magnetfeld lasst sich uber

die Beziehung

E = −µ ·B0 (2.5)

berechnen. Wird das außere Magnetfeld in z-Richtung gelegt, also ~B0 = (0, 0, Bz), ergibt

sich fur Protonen somit

E = −µz ·Bz = ∓γ 1

2~Bz (2.6)

Der Term mit negativem Vorzeichen entspricht der energetisch gunstigeren Ausrichtung,

das heißt, dass die Spins sich parallel zum außeren Magnetfeld ausrichten. Der Term mit

positivem Vorzeichen hingegen beschreibt die antiparallele Ausrichtung der Spins zum

Feld. Die Differenz zwischen diesen beiden erlaubten Energieniveaus, die eingenommen

werden konnen, betragt folglich

∆E = γ~Bz (2.7)

Soll nun mittels Photonen ein Ubergang zwischen beiden Energieniveaus erzielt werden,

ist es notig, dass diese die entsprechende Energie

~ω = γ~Bz (2.8)

haben. Aus diesen Zusammenhangen ergibt sich nun folgende wichtige Beziehung.

ω = γBz (2.9)

Die Prazession erfolgt mit der so genannten Larmorfrequenz ωL, die von der Starke des

außeren Magnetfeldes B0 in folgender Weise abhangt (Larmor-Beziehung).


ωL = γ ·B0 (2.10)

Somit ergibt sich beispielsweise eine Larmorfrequenz von ωL = 63,9 MHz in einem Ma-

gnetfeld von 1,5 T und ωL = 127,7 MHz bei 3 T. [2]

Die folgende Abbildung zeigt die mogliche Ausrichtung aller vorhandenen Protonen ohne

außeren Einfluss und im externen Magnetfeld B0.

Abbildung 2.1: Orientierung der Kernspins.Links: ohne außeres Magnetfeld. Rechts: im außeren Magnetfeld B0 in z-Richtung. [2]

Links im Bild rotieren die Protonen zufallig ausgerichtet um ihre eigene Achse, da sie sich

in keinem außeren Magnetfeld befinden. Somit sind alle Orientierungen gleich wahrschein-

lich. Geraten die Protonen jedoch in ein solches Feld B0, so richten sie sich parallel und

antiparallel zu den außeren Feldlinien aus. Die parallele Ausrichtung wird leicht bevor-

zugt, da sie energetisch gunstiger ist (siehe Gleichung 2.6). Dieser Besetzungsunterschied

der Energieniveaus mit einer Differenz von ∆E kann mit Hilfe der Boltzmann-Statistik

wie folgt beschrieben werden.

N−

N+= exp (

∆E

kT) = exp (

γ~Bz

kT) (2.11)

N− ist dabei die Zahl der parallel ausgerichteten Spins, also derer im unteren Energieni-

veau und N+ der antiparallel ausgerichteten, also der im oberen Energieniveau, k ist die

Boltzmann-Konstante (k ≈ 1, 3806 · 10−23 JK

) und T die Temperatur des Systems.

Fur sehr kleine Exponenten kann dieser Term in einer Reihenentwicklung wie folgt genahert

werden.

N−

N+≈ 1 +

γ~Bz

kT(2.12)


Das ergibt einen Uberschuss an Protonen, die parallel zum außeren Magnetfeld ausgerich-

tet sind, im ppm-Bereich. Dies verdeutlicht, wie gering die Besetzungsunterschiede und

somit auch die Signalstarke ausfallen, denn nur die Protonen im Uberschuss sind fur das

Signal verantwortlich. [3]

2.2.2 Anregung und Relaxation

Wird eine Person in das Magnetfeld des Scanners gebracht, so richten sich die Protonen in

seinem Korper gemaß der Boltzmann-Verteilung parallel oder antiparallel zum externen

Feld aus. Die parallele Ausrichtung ist energetisch gunstiger und wird daher, wie bereits

gezeigt, leicht bevorzugt. Anhand von Gleichung 2.12 wird ersichtlich, dass der Beset-

zungsunterschied umso großer ist, je starker das außere Magnetfeld oder je kleiner die

Temperatur. Da sich eine deutliche Absenkung der Temperatur bei der Untersuchung von

Menschen nicht realisieren lasst, bleibt nur die Moglichkeit, das Magnetfeld zu erhohen,

was den laufenden Trend zu immer hoheren Feldstarken erklart.

Die Differenz zwischen der Zahl parallel und antiparallel ausgerichteter Spins druckt sich

als messbare Nettomagnetisierung Mz des zu Untersuchenden aus. Die z-Richtung wird

hier nach Abbildung 2.4 gewahlt, die die gangige Richtungsdefinition in der MRT zeigt.

Wird nun Energie in Form einer elektromagnetischen Welle transversal zur Richtung des

Hauptmagnetfeldes in das System gebracht, werden die einzelnen magnetischen Momente

aus ihrer ursprunglichen z-Richtung ausgelenkt. Die Frequenz dieses HF-Impulses muss

der Larmorfrequenz der auszulenkenden Protonen entsprechen um eine Resonanz zu er-

zeugen. Der Flipwinkel α stellt sich zwischen der ursprunglichen Bz-Richtung und der

Richtung der Magnetisierung nach der Anregung ein und bestimmt dabei die Starke der

Auslenkung wie folgt.

α = γBT · τ (2.13)

BT ist dabei die Amplitude des transversalen Impulses und τ die Dauer der HF-Ein-

strahlung. Bei einem Flipwinkel von α = 90◦ wird die gesamte Magnetisierung in die

x-y-Ebene ausgelenkt. Wird der Hochfrequenzpuls abgeschaltet, prazediert die entstande-

ne transversale Magnetisierung Mxy um die z-Ache und induziert somit in der Empfanger-

spule eine Wechselspannung mit der Larmorfrequenz ωL. Zwei unabhangige Relaxations-

prozesse fuhren dazu, dass die Spins wieder in ihr thermisches Gleichgewicht gelangen

und sich die longitudinale Magnetisierung Mz wieder aufbaut.


Longitudinale Relaxation

Dieser in Abbildung 2.2 dargestellte Prozess beschreibt den Abbau der transversalen

Magnetisierung Mxy unter gleichzeitigem Wiederaufbau der longitudinalen Magnetisie-

rung Mz. Da dies uber Abgabe von Anregungsenergie der Spins an die molekulare Umge-

bung geschieht, ist hier auch von einer Spin-Gitter-Relaxation die Rede. Die Zeit, nach der

sich die Langsmagnetisierung Mz bis auf 1e

wieder aufgebaut hat, wird mit T1 bezeichnet.

Es gilt:

Mz(t) = Mz,0(1− e−tT1 ) (2.14)

Abbildung 2.2: Spin-Gitter-Relaxation.a) Schematische Darstellung. b) Definition der Zeitkonstante T1. [13]

Transversale Relaxation

Dieser zweite Prozess fuhrt dazu, dass die transversale Magnetisierung aufgrund einer De-

phasierung der Spins zerfallt. Die zunachst koharent prazedierenden Spins geraten uber

die Zeit hinweg außer Phase, wie in Abbildung 2.3 zu sehen ist. Dafur ist ein Energie-

austausch untereinander zustandig, da sich die angeregten Spins gegenseitig beeinflussen.

Daher wird dieser Vorgang auch als Spin-Spin-Relaxation bezeichnet. Nach der Zeit T2

ist die Quermagnetisierung auf 1e

abgefallen. Es gilt:

Mx,y = Mxy,0(e− t

T2 ) (2.15)

Des Weiteren bewirken kleine Magnetfeldinhomogenitaten, die durch den Scanner oder

auch den zu Untersuchenden hervorgerufen werden, eine zusatzliche Dephasierung der

Spins, da die Prazessionsfrequenz von der Starke des lokalen Magnetfeldes abhangt. Hier

wirkt die Zeitkonstante T2i, sodass insgesamt gilt:

1

T ∗2

=1

T2+

1

T2i(2.16)


Die ursprungliche Quermagnetisierung Mxy,0 zerfallt demnach mit der effektiven Zeitkon-

stante T ∗2 wie folgt.

Mx,y = Mx,y0(e− t

T∗2 ) (2.17)

Abbildung 2.3: Spin-Spin-Relaxation.a) Schematische Darstellung. b) Definition der Zeitkonstante T2. [13]

Auf die Abhangigkeit der T1- beziehungsweise T2-Zeit von der Starke des Magnetfeldes

soll im Abschnitt 2.2.4 eingegangen werden.

2.2.3 Bilderzeugung

Die bisher beschriebenen Eigenschaften und Prozesse werden fur die Bildgebung genutzt,

reichen allerdings nicht allein fur die korrekte Darstellung eines Objekts aus. Wichtig fur

die Bildgebung ist die raumliche Kodierung des MR-Signals. Das heißt, der raumliche Ur-

sprung des aufgenommenen Signals muss bekannt sein, um nach einer Reihe von Messun-

gen ein dreidimensionales Objekt rekonstruieren zu konnen. Dies wird mittels zusatzlicher

Gradientenfelder ermoglicht. Hierfur sind drei grundlegende Schritte wesentlich, die im

Folgenden erklart werden, wobei sich auf die folgende Definition der Richtungen bezogen

wird.

Abbildung 2.4: Richtungsdefinition im MRT.


Schichtselektion

Der Wortherkunft nach bezeichnet die Tomographie ein Schnittbildverfahren. Das heißt,

dass die Bilder des zu untersuchenden Objekts schichtweise nacheinander aufgenommen

werden. Die Schichten konnen anschließend uberlagerungsfrei zu einer Darstellung des ge-

samten dreidimensionalen Objekts zusammengefuhrt werden. Die Schichtselektion erfolgt

in Richtung der Korperachse, also nach Abbildung 2.4 in z-Richtung des Scanners. In

dieser Richtung wird dem statischen Magnetfeld ein lineares Gradientenfeld uberlagert,

sodass sich die Flussdichte entlang der Achse in der Großenordnung von einigen mT pro

m andert.

Da die Larmorfrequenz der Protonen von der Starke des lokalen Magnetfeldes abhangt,

prazedieren diese nun in jeder Schicht mit einer etwas anderen Frequenz. Wird ein HF-

Puls mit einer bestimmten Frequenz eingestrahlt, werden demnach nur die Spins ausge-

lenkt, die ebendiese Prazessionsfrequenz haben. Somit wird nur eine bestimmte Schicht

angeregt, deren Dicke von der Starke des Gradienten und der Bandbreite des HF-Pulses

abhangt. Zumeist wird als HF-Puls ein sinc-Puls gewahlt, da dieser bei der Bildrekon-

struktion durch die Fourier-Transformation ein rechteckiges Frequenzprofil und damit eine

rechteckige Schicht liefert.

Phasenkodierung

Nachdem die Spins einer gewahlten Schicht in die transversale Ebene ausgelenkt wurden,

wird ein zusatzlicher Gradient in y-Richtung angelegt. Dieser bewirkt, dass die Spins, die

in der x-y-Ebene prazedieren, ortsabhangige Prazessionsfrequenzen haben, je nach lokaler

Starke des Magnetfeldes. Wird der Gradient wieder abgeschaltet, prazedieren die Spins

allesamt wieder mit der gleichen Larmorfrequenz, aber in unterschiedlichen Phasen. Dies

ermoglicht die raumliche Kodierung in y-Richtung. Dieser Schritt wird mit verschieden

starken Phasengradienten mehrmals wiederholt, um die Phasenkodierung wahrend der

Bildrekonstruktion mittels Fourier-Transformation zu ermoglichen.

Frequenzkodierung

Dieser Gradient in x-Richtung wird wahrend des Auslesens des Signals angeschaltet. Er

bewirkt, dass die Spins entlang dieser Richtung mit verschiedenen Frequenzen prazedieren

und anhand dieser lokalisiert werden konnen. Dies kann direkt mittels Fourier-Transfor-

mation bestimmt werden.


Die folgende Abbildung stellt die drei Kodierschritte zusammenfassend anschaulich dar.

Abbildung 2.5: Ortskodierung bei der MR-Bildgebung.a) Schichtselektion. b) Phasenkodierung. c) Frequenzkodierung. [2]

Bildrekonstruktion

Die beschriebene Art und Weise der Datenakquisition erfolgt im so genannten zweidi-

mensionalen k-Raum, der wahrend der Aufnahme mit Informationen gefullt wird. Die

ky-Richtung reprasentiert die einzelnen Stufen des unterschiedlich starken Phasenkodier-

gradienten. Die Linien in kx-Richtung stellen die Datenaufnahme bei eingeschaltetem

Frequenzkodiergradienten dar. Aus dieser Datenmatrix wird durch die zweidimensionale

Fourier-Transformation der k-Raum in den Bild-Raum uberfuhrt und somit das MR-Bild

erzeugt.

Abbildung 2.6: Datenakquisition im k-Raum. [2]

2.2.4 Einfluss hoherer Flussdichten

Diese Arbeit behandelt die Unterschiede zwischen fMRT-Aufnahmen von einem 1,5 T-

und einem 3 T-Tomographen. Wie sich die Starke des Magnetfeldes theoretisch auf ver-

schiedene Parameter auswirkt, soll nun dargestellt werden.


Grundlegend ist die Nettomagnetisierung im Probanden proportional zur außeren Ma-

gnetfeldstarke, wie in Gleichung 2.12 abzulesen ist. Das Signal steigt quadratisch zur

Flussdichte, das thermische Rauschen seinerseits linear. Somit ergibt sich effektiv ein

linearer Zuwachs des Signal-Rausch-Verhaltnisses (signal-to-noise ratio, SNR) mit der

Starke des Magnetfeldes. Dieses erhohte SNR kann beispielsweise in eine hohere raumliche

Auflosung oder eine kurzere Scanzeit investiert werden. Bezuglich der fMRT ist vor allem

zu erwahnen, dass nicht nur die raumliche Auflosung des aktivierten Areals steigt, son-

dern auch die raumliche Ausdehnung, also die Anzahl aktivierter Voxel, zunimmt.

Weiterhin hat die Starke des externen Magnetfeldes Einfluss auf die Relaxationszeiten der

Spinsysteme. Die T1-Zeit steigt mit der Starke des Feldes, wahrend die T2- beziehungs-

weise T ∗2 -Zeit sinkt. Als Beispiel sollen hier die graue und weiße Hirnsubstanz genannt

werden. Die weiße Substanz hat bei 1,5 T eine T1-Zeit von etwa 778 ms, bei 3 T hingegen

1110 ms. Die T2-Zeit betragt hier etwa 79 ms bei 1,5 T und 56 ms bei 3 T. Dies entspricht

einer Zunahme der T1-Zeit um knapp 43 % und einer Abnahme der T2-Zeit um etwa 29 %.

In grauer Substanz liegt die T1-Zeit bei etwa 1086 ms bei 1,5 T und 1470 ms bei 3 T, was

einer Zunahme um gut 35 % entspricht. Fur die T2-Zeit liegen die Werte etwa bei 95 ms

fur 1,5 T und 71 ms fur 3 T, nehmen also um etwa 25 % ab. [18]

Außerdem nehmen mit der magnetischen Flussdichte auch Suszeptibilitatseffekte zu, was

zum Beispiel zu Artefakten oder sogar zum Signalverlust an kontrastreichen Gewebegren-

zen fuhren kann. Fur den BOLD-Effekt ist dies jedoch forderlich, da das Signal aufgrund

der Suszeptibilitatsunterschiede von paramagnetisch oder diamagnetisch wirkendem Blut

entsteht und somit zunimmt.

Problematisch kann der Ubergang zu hoheren Feldstarken hinsichtlich der Energie werden,

die wahrend der Messungen im Probanden deponiert wird. Diese ist etwa quadratisch pro-

portional zur Feldstarke. Als Folge kann der Grenzwert der Spezifischen Absorptionsrate

(SAR) eher erreicht werden, sodass die Scanzeit entsprechend verringert werden muss. [2]

2.3 Funktionelle Magnetresonanztomographie

2.3.1 BOLD-Effekt

Ein wesentlicher Vorteil der fMRT ist, dass auf den Einsatz von Kontrastmitteln verzich-

tet werden kann. Als solches dient hier das korpereigene Blut des Untersuchten selbst. Die

Erythrozyten machen etwa 50 % des gesamten Blutvolumens aus [10] und bestehen unter

anderem aus dem eisenhaltigen, sauerstoffbindenden Protein Hamoglobin. Ist dieses mit

2.3. FUNKTIONELLE MAGNETRESONANZTOMOGRAPHIE 13

Sauerstoff beladen, so wird es als Oxyhamoglobin (oxyHb) bezeichnet und weist diama-

gnetische Eigenschaften auf. Im Gegensatz dazu steht das Desoxyhamoglobin (desHb), das

mit paramagnetischen Eigenschaften einhergeht. Diese unterschiedlichen magnetischen Ei-

genschaften des Bluts, die von dem Sauerstoffgehalt der roten Blutkorperchen abhangen,

sind grundlegend fur die Bildgebung in der fMRT. Daher wird hierbei auch von einem

Blood Oxygenation Level Dependent Effect oder kurz BOLD-Effekt gesprochen. Die-

ser stellt sich in Form der hamodynamischen Antwortfunktion (haemodynamic response

function, hrf) wie folgt dar.

Abbildung 2.7: Theoretischer Verlauf der hamodynamischen Antwortfunktion. [11]

Etwa ein bis zwei Sekunden nach Stimulusbeginn ist eine Abnahme des BOLD-Signals zu

beobachten, die initial dip genannt wird. Grund hierfur ist, dass die betroffenen Neuro-

nen schnell eine erhohte Aktivitat aufweisen und demnach mehr Sauerstoff verbrauchen.

Das sauerstoffreiche Blut hat zu diesem Zeitpunkt jedoch die aktivierte Region noch nicht

erreicht, um den erhohten Bedarf zu decken. Daher liegt zunachst ein großerer Anteil von

Desoxyhamoglobin vor und es ergibt sich aufgrund der paramagnetischen Eigenschaften

ein Signalabfall.

Nach etwa vier bis sechs Sekunden haben sich zerebraler Blutfluss und zerebrales Blut-

volumen so weit erhoht, dass sich ein Signalanstieg um wenige Prozent zeigt. Dieser

ist darin begrundet, dass nun eine regelrechte Uberkompensation mit sauerstoffreichem

Blut in der aktivierten Region vorliegt. Es steht mehr Sauerstoff zur Verfugung, als von

den aktiven Neuronen verbraucht werden kann. Der Anteil an diamagnetisch wirkendem

Oxyhamoglobin ist demnach sehr hoch, was sich in dem Kurvenverlauf als Signalanstieg

außert.

Am Ende der Aktivierung kann ein Signalabfall bis unter den Ruhewert zu beobach-


ten sein, der als poststimulus undershoot bezeichnet wird. Grund hierfur ist, dass

zwar das zerebrale Blutvolumen noch erhoht, der zerebrale Blutfluss jedoch bereits wie-

der reduziert ist. Die Neuronen verbrauchen weiterhin Sauerstoff und zudem werden die

Sauerstoffdepots der Kapillargewebe wieder aufgefullt. Dies fuhrt letztlich dazu, dass ein

hoherer Anteil an Desoxyhamoglobin vorliegt, der die Signalabnahme hervorruft.

Dieser Signalverlauf wird im Zuge einer fMRT-Untersuchung fur jedes einzelne Voxel der

untersuchten Region registriert. Fur eine statistisch sichere Aussage wird der Stimulus

mehrfach wiederholt und die dazu gehorige BOLD-Antwort gemessen. In diesem Zusam-

menhang ist es wichtig, dass sich der Proband so wenig wie moglich bewegt, da sonst der

beobachtete Zeitverlauf an einer Position im Raum mit x-, y- und z-Koordinaten nicht

mehr dem selben Voxel entspricht wie in einer vorherigen Messung. Die Anderung des An-

teils an Oxyhamoglobin ist vor allem auf die Bereiche des Kapillarbetts und der venosen

Gefaße beschrankt, sodass hauptsachlich hier das Signal zustande kommt. [1]

2.3.2 Brodmann-Areale

Die beschriebene Lokalisierung neuronaler Aktivitat hat eine wichtige Anwendung. Je

nachdem, welche Art von Stimulus gegeben wird, zum Beispiel ein motorischer, opti-

scher oder akustischer Reiz, werden die Neuronen unterschiedlicher Regionen im Gehirn

aktiviert. Bereits 1909 publizierte der deutsche Neuroanatom Korbinian Brodmann eine

Hirnkarte, in der er die Großhirnrinde anhand zytoarchitektonischer Eigenschaften in 52

Felder einteilte. Spater konnte nachgewiesen werden, dass sich diese Felder auch funktio-

nell unterscheiden, wie in Abbildung 2.8 dargestellt ist.

Abbildung 2.8: Funktionelle Einteilung der Großhirnrinde in die Brodmann-Areale. [8]

Fur die vorliegende Arbeit waren von diesen so genannten Brodmann-Arealen (BA) vor

allem der Somatosensorische Kortex (BA 1, 2 und 3), der Primarmotorische Kortex (BA

2.3. FUNKTIONELLE MAGNETRESONANZTOMOGRAPHIE 15

4) und der Pramotorische Kortex (BA 6) sowie das Wernicke-Areal (BA 22) und die He-

schl’schen Querwindungen (BA 41 und 42) von Bedeutung. Mit verschiedenen Paradigmen

sollten die einzelnen Areale gezielt angeregt werden. Es wurde dann untersucht, inwiefern

sich die Ergebnisse zwischen den Aufnahmen am 1,5 T- und am 3 T-Tomographen un-

terscheiden, beispielsweise hinsichtlich der Lokalisation und raumlichen Ausdehnung der

Aktivierungen.

Die folgende Tabelle gibt eine Ubersicht der ausgewahlten wichtigen Areale und derer

Funktionen.

Tabelle 2.1: Bezeichnung und Funktion der Brodmann-Areale. [8]

BA Bezeichnung Funktion

1, 2, 3 Somatosensorischer Kortex zentrale Verarbeitung

der haptischen Wahrnehmung

4 Primarmotorischer Kortex Steuerung willkurlicher Bewegungen

5 Somatosensorischer Kontrolle von Korperhaltung

Assoziationskortex und Bewegungen

6 Pramotorischer Kortex Erstellung komplexer Bewegungsablaufe

21, 22 Wernicke-Areal Sprachverstandnis,

Afferenzen aus primar auditorischem Kortex

41, 42 Heschl’sche Querwindungen Horzentrum,

auditorische Wahrnehmung

17

3 Versuchsaufbau und Vorgehensweise

3.1 Probandenmessungen

Fur die vorliegende Arbeit wurden 20 gesunde Probanden im Alter von 20 bis 30 Jahren

ausgewahlt. Es wurde darauf geachtet, dass es zehn Manner und zehn Frauen waren

und daruber hinaus, fur die Studie der Musikwissenschaftler wichtig, dass es jeweils funf

mannliche und weibliche Tanzer und je funf mannliche und weibliche Nichttanzer waren.

Fur die Untersuchungen gab der Proband mit Hilfe eines Fragebogens Auskunft uber

seine Tanzaktivitat und die bevorzugte Musikrichtung, die er horte beziehungsweise zu

der er tanzte. Dies diente der Auswahl der Musikstucke, die dem Probanden wahrend

des auditorischen Tests vorgespielt wurden. Unabhangig hiervon wurde nachtraglich ein

weiterer Proband bestellt, der fur die zusatzlichen Messungen mit den unterschiedlichen

Repetitionszeiten zur Verfugung stand und zuvor an keiner anderen Messung teilnahm.

Zunachst wurde jeweils ein Localizer gefahren, mit dem die Lage des Probanden uberpruft

und das Messfeld ausgerichtet wurde. Die darauf folgende anatomische Messung mit einer

T1-gewichteten 3D-Turbo-Flash-Gradientenechosequenz, kurz MP-RAGE, wurde nur an

einem Gerat gemacht und spater fur beide Auswertungen genutzt. Dann erfolgte an beiden

Tomographen gleichermaßen folgender Messablauf unter Verwendung von EPI-Sequenzen.

Im ersten, motorischen Test sollte der Proband abwechselnd fur je zehn Scans ruhig lie-

gen und dann fur zehn Scans nacheinander mit der rechten Hand mit dem Zeige-, Mittel-,

Ring- und kleinen Finger und in umgekehrter Reihenfolge gegen den Daumen tippen.

Der Wechsel zwischen Ruhe und Aktivitat erfolgte auf Ansage uber das Mikrophon. Ge-

messen wurden 36 Schichten mit einer Schichtdicke von 3 mm. Die Bildmatrix am 1,5 T-

Tomographen bestand aus 64 · 64 Pixeln und am 3 T-Gerat aus 94 · 94 Pixeln. Es wurden

62 Scans gemacht mit einer Repetitionszeit TR von 5 s am 1,5 T-Gerat beziehungsweise

4 s am 3 T-Gerat. Zu diesem Unterschied folgen Ausfuhrungen im Abschnitt 3.4.

Als zweites wurde ein auditorischer Test durchgefuhrt, bei dem dem Probanden abwech-

selnd fur jeweils sieben Scans Tanzmusik oder Nichttanzmusik vorgespielt wurde, jeweils

getrennt durch eine Ruhephase der gleichen Dauer. Es wurden 36 Schichten mit 3 mm

Schichtdicke und einer 64 · 64-Bildmatrix am 1,5 T-Gerat beziehungsweise einer 94 · 94-

Bildmatrix am 3 T-Tomographen gemessen. Es erfolgten 112 Scans bei einer Repetiti-

onszeit TR von 4 s an beiden Geraten. Der Proband hatte dabei keine weitere Aufgabe

als ruhig zu liegen und sich die Musik anzuhoren. Die Musikstucke wurden nach eige-

nem Ermessen ausgewahlt und anhand der Antworten im Fragebogen vorbereitet. Zur

18 KAPITEL 3 VERSUCHSAUFBAU UND VORGEHENSWEISE

Verfugung standen die funf Musikrichtungen Rock, Pop, Old, Ska und Elektro und als

Nichttanzmusik dienten Ausschnitte aus klassischen Stucken.

Nachdem alle Messungen an einem Gerat gemacht worden sind, wurde die Durchfuhrung

am anderen Tomographen analog wiederholt. Fur die zusatzliche Messung zur Untersu-

chung der unterschiedlichen Repetitionszeiten wurde nur der motorische Test nach be-

schriebenem Schema an beiden Geraten mit jeweils einer TR von 4 s, 5 s und 6 s durch-

gefuhrt.

3.2 Paradigmen der fMRT-Untersuchungen

Als Messparadigma in der funktionellen MRT wird allgemein der festgelegte Ablauf von

bestimmten Messphasen in einer definierten Reihenfolge bezeichnet. Bei den durchge-

fuhrten Messungen fand das so genannte Blockdesign Anwendung, bei dem sich die uber

mehrere Scans andauernden Aktivierungs- und Ruhephasen abwechselten. Zunachst wur-

de ein motorisches Paradigma durchgefuhrt, dessen Verlauf in der folgenden Abbildung

schematisch dargestellt ist.

Abbildung 3.1: Schema des motorischen Paradigmas.

Hierbei umfassten Ruhephasen und aktive Phasen jeweils 10 Scans. Die Aktivitat wurde

dabei durch eine Aufgabe realisiert, bei der der Proband mit der rechten Hand ein einfa-

ches Fingertippen durchfuhrte. Nach dem letzten Aktivierungsblock folgten nochmal zwei

Scans bei Ruhe um das BOLD-Signal komplett ausklingen zu lassen. Somit ergaben sich

insgesamt 62 Scans bei einer Messung von 36 Schichten mit 3 mm Schichtdicke. Warum

am 1,5 T-Tomographen eine Repetitionszeit TR von 5 s und am 3 T-Gerat eine TR von

4 s gewahlt wurde, wird unter Punkt 3.4 erlautert.

Das auditorische Paradigma wurde nach folgendem Schema durchgefuhrt.

3.3. MESSAUFBAU 19

Abbildung 3.2: Schema des auditorischen Paradigmas.TM = Tanzmusik, NTM = Nichttanzmusik.

Nach jeweils sieben Scans, bei einer Repetitionszeit von 4 s an beiden Tomographen dem-

nach 28 s, wechselten sich Ruhephasen mit Phasen ab, in denen dem Probanden Mu-

sikstucke vorgespielt wurden. Die Unterscheidung in Tanzmusik und Nichttanzmusik war

fur die Studie der Musikwissenschaftler wichtig, in der untersucht wurde, inwiefern sich die

resultierenden Aktivierungen im Gehirn unterscheiden. Auf diese Unterscheidung soll in

der vorliegenden Arbeit allerdings nicht weiter eingegangen werden. Beide Musikgruppen

wurden stattdessen zur aktiven Phase zusammengefasst.

3.3 Messaufbau

Verglichen werden sollten die beiden klinikeigenen Magnetresonanztomographen der Fir-

ma Siemens, deren wichtigste Merkmale in folgender Tabelle aufgefuhrt sind.

Tabelle 3.1: Eigenschaften der genutzten Magnetresonanztomographen.

Bezeichnung MAGNETOM Sonata MAGNETOM Skyra

in Betrieb seit 2002 2011

Hauptmagnetfeld 1,5 T (active shielded) 3 T (active shielded)

Gradientenstarke 40 mTm

45 mTm

Rohreninnendurchmesser 60 cm 70 cm

Die Probanden wurden mit den beschriebenen Messablaufen nacheinander in beiden To-

mographen gemessen. Sie sollten bequem liegen und sich fur jeweils etwa 20 Minuten

so wenig wie moglich bewegen, um Bewegungsartefakte zu minimieren. Es wurde ei-

ne 20-Kanal-Empfanger-Kopfspule eingesetzt, die zum einen durch die raumliche Nahe

zum untersuchten Bereich die Bildauflosung verbesserte und zum anderen dem Kopf des

Probanden etwas mehr Stabilitat gab und ihn so in der Bewegung einschranken konn-

te. Die Probanden trugen im Tomographen außerdem elektrodynamische Kopfhorer der


Firma MR Confon, um die Anweisungen aus dem Bedienraum und die Musikstucke fur

das auditorische Paradigma zu horen. Zudem sollten sie den starken Scannerlarm etwas

eindammen, der sich dem Horen der Musikstucke uberlagerte. Den Messaufbau fur die

Versuche zeigt das folgende Schema.

Abbildung 3.3: Schematischer Messaufbau. [12]

Die Kopfhorer wurden durch eine Filterplatte in der Wand des Scanner-Raums mit Au-

diofiltern verbunden, die an einen Verstarker angeschlossen waren. Dieser wiederum war

mit dem Mikrophon und uber einen A/D-Wandler mit dem Laptop gekoppelt. Es wurde

immer auf den gleichen Anschluss geachtet, dass also linke und rechte Seite der Kopfhorer

stets an den gleichen Anschlussen der Filter angebracht waren. Vom Bedienraum aus

konnten nun uber das Mikrophon Ansagen gemacht werden und durch die Kopplung mit

dem Laptop auch die Musikstucke eingespielt werden. Dies erfolgte manuell und wurde

immer von derselben Person durchgefuhrt, um stets gleiche Bedingungen bei den einzel-

nen Probanden zu schaffen, was zum Beispiel den genauen Moment des Einspielens und

der Ansagen betraf.

3.4 Einfluss der Repetitionszeit

Die motorischen Tests am 1,5 T-Tomographen wurden mit einer Repetitionszeit von 5 s

durchgefuhrt und am 3 T-Gerat mit 4 s. Diese Wahl wurde aus der klinischen Routine her-

aus getroffen, da mit dem neuen 3 T-Gerat schnellere Messungen moglich sind und dies so

in der Praxis umgesetzt werden soll, um die Patienten nicht unnotig langen Messungen

3.5. AUTOMATISIERUNG DER VERSUCHE 21

auszusetzen. Im Nachhinein stellte sich jedoch die Frage, inwiefern sich die Ergebnis-

se miteinander vergleichen lassen, wenn nicht exakt die gleichen Versuchsbedingungen

an beiden Tomographen eingehalten wurden. Somit eroffnete sich die Moglichkeit einer

weiteren Untersuchung, namlich inwiefern sich die Untersuchungsergebnisse je nach ein-

gestellter Repetitionszeit unterschieden. Der motorische Test wurde hierfur mit einem

weiteren Probanden, der nicht in den Gruppenauswertungen vorkam, an beiden Geraten

nochmals durchgefuhrt und zwar mit jeweils 4 s, 5 s und 6 s Repetitionszeit. Die Auf-

nahmen wurden an der Nebenkonsole der Tomographen hinsichtlich der Grauwerte und

weiterhin mit den Programmen SPM8 und MRIcron hinsichtlich der funktionellen Daten

untersucht.

3.5 Automatisierung der Versuche

Der Ablauf der Paradigmen wurde bei allen Probandenmessungen manuell gesteuert. Die

Ansagen fur den Start beziehungsweise Stopp des Fingertippens wurden uber das Mikro-

phon eingesprochen und die Musikstucke wurden per Hand uber den Laptop eingespielt.

Dabei konnten kleine Verzogerungen aufgrund der Reaktionszeit entstehen und es war

nicht sicher, dass die Paradigmen stets exakt gleich abliefen. Es wurde versucht, diesen

Fehler so klein wie moglich zu halten, indem die Ansagen und das Einspielen der Mu-

sikstucke stets von der selben Person durchgefuhrt wurden. Um dieses Problem ganzlich

zu umgehen und beispielsweise Fehler beim Zahlen der Scans auszuschließen, wurde mit

Hilfe der Software Presentation von Neurobehavioral Systems auf der Grundlage eines fur

den 1,5 T-Tomographen bestehenden Programms ein Quellcode geschrieben, der das au-

ditorische Paradigma (Beispiel Rockmusik) in Ruckkopplung mit dem Magnetresonanzto-

mographen komplett automatisch ablaufen ließ. Fur die Kopplung des Laptops mit dem

3 T-Tomographen fehlte zum Zeitpunkt der Probandenmessungen die notwendige Trig-

gerbox. Diese wandelte das optische Signal, das zu Beginn jedes neuen Scans eines Volu-

mendatensatzes vom Tomographen gesendet wurde, in einen elektrischen Eingangsimpuls

fur den Steuerungslaptop um. Es war daher nicht moglich, die Messungen automatisch

durchzufuhren. Um die gleichen Bedingungen an beiden Geraten zu schaffen, wurden die

Tests am 1,5 T-Tomographen ebenfalls manuell gesteuert, obwohl fur diesen Scanner die

Triggerbox bereits vorhanden war. Mit dem geschriebenen Programm wurde abschlie-

ßend eine Probemessung durchgefuhrt, um festzustellen, ob die externe Steuerung des

3 T-Tomographen gelang. Die Grundzuge des Programms werden im Folgenden erklart,

der vollstandige Quellcode kann im Anhang eingesehen werden.


3.5.1 Kurzbeschreibung des Programms

Mit Hilfe der Software Presentation verfasste Programme setzen sich stets aus drei Teilen

zusammen und zwar aus dem Header, dem SDL-Part und dem PCL-Part.

Der Header beinhaltete grundlegende Parameter fur das Programm. So konnte beispiels-

weise uber den Befehl”response matching = simple matching“ definiert werden, dass

die Antwort des Programms von einem externen Stimulus abhangen sollte, wie in diesem

Fall von einem optischen Signal des Magnetresonanztomographen. Dafur wurde weiterhin

im Header die Anzahl aktiver Schalter definiert, die eine Programmantwort auslosten.

Dies konnten beispielsweise bestimmte Tasten auf der Tastatur oder Maus des Compu-

ters sein oder ein paralleler Input-Port und mussten zudem in den Programmeinstellungen

ausgewahlt und aktiviert werden. Der Befehl”response logging = log all“ ermoglichte

die Dokumentation aller vom Programm durchgefuhrten Schritte in einer Logdatei. So

konnte der zeitliche Ablauf des Programms spater nachvollzogen werden.

Im zweiten Teil des Programms, dem SDL-Part (Scenario Description Language), wur-

den die Stimuli und ihre Eigenschaften definiert. Fur den auditorischen Test war es zum

einen notig, die zu spielenden Musikdateien, die im Wavefile-Format gespeichert sein

mussten, aufzulisten und zu betiteln. Dies geschah uber ein Feld, in dem die Dateien

zusammengefasst wurden. Der Ordner, der die entsprechenden Musikdateien enthielt (in

diesem Beispiel die Rockmusik), musste in den Programmeinstellungen zusatzlich ange-

geben werden. Des Weiteren wurden im SDL-Part die Prozesse (”trials“) definiert, die im

Programm ablaufen sollten. Das Abspielen eines Musikstuckes wurde beispielsweise durch

”stimulus event“ definiert. Der aktive Schalter, der den Prozess startete, wurde hier uber

”terminator button = 1“ festgelegt. Dies war der aktive Port, der den notwendigen Sti-

mulus, also den elektrischen Eingangsimpuls, empfing.

In welcher Form die definierten Prozesse dann letztendlich zeitlich abliefen, wurde im drit-

ten Teil des Programms, dem PCL-Part (Presentation Control Language), deklariert.

Uber Schleifen und Fallunterscheidungen konnte hier definiert werden, fur welche Scans

Ruhe herrschen sollte und wahrend welcher Scans Musik abgespielt wurde. So wurde fur

diesen auditorischen Test eine ubergeordnete Schleife von eins bis acht eingerichtet, die

die acht Blocke aus Ruhephase und aktiver Phase ordnete (vgl. Abb. 3.2). Jeder Block

bestand aus sieben Scans unter Ruhebedingung und sieben Scans mit Musik. Fur jeden

Block lief daher zusatzlich eine innere Schleife von 1 bis 14. Bei dem ersten Scan startete

die Ruhephase und wurde fur die Scans zwei bis sieben beibehalten. Mit dem achten Scan

startete die Musik und sollte fur die Scans 9 bis 14 weiter spielen. Uber”trial.present()“

wurden die im SDL-Part definierten Prozesse aufgerufen. Weiterhin wurden hier eventu-

3.5. AUTOMATISIERUNG DER VERSUCHE 23

elle Anzeigen auf dem Display definiert. Nach jeder Registrierung eines optischen Signals

wurde die Laufvariable entsprechend der aktuellen Scanzahl um eins erhoht bis die Schlei-

fe komplett durchlaufen war. Dann wurde die außere Schleifenvariable ebenfalls erhoht,

sodass im nachsten Durchlauf die zweite Musikdatei gespielt wurde. Dies wiederholte sich,

bis alle 112 Scans durchgefuhrt waren.

Der im Anhang hinterlegte Quellcode ermoglichte es grundsatzlich, den auditorischen

Test wie in Abbildung 3.2 gezeigt, automatisch durchzufuhren. Allerdings gab es eine

Einschrankung. Das Musikstuck sollte jeweils fur sieben Scans durchgangig zu horen sein.

Dies gelang jedoch mit vorliegendem Programm nicht. Mit jedem neuen Scan in der akti-

ven Phase wurde der Titel wieder von vorn gestartet, anstatt ohne Unterbrechung fur die

insgesamt sieben Scans weiterzulaufen. Ein Losungsansatz fand sich schließlich darin, dass

im Header der Programmtyp mit dem Befehl”scenario type = fMRI“ speziell an fMRT-

Untersuchungen angepasst werden konnte. Folglich konnte mittels”pulses per scan = N“

im Header definiert werden, dass nach einem ersten Scan die nachsten N - 1 Signale nicht

registriert werden sollten. Dies wurde dem gewunschten Prinzip entsprechen, dass bei Scan

8 das Musikstuck gestartet wird und Scans 9 bis 14 nicht registriert werden, was N = 7

entspricht. Weiterhin waren Anderungen in der Definition der Trials und der Schleifen-

deklaration notig. Diese konnten nicht vollstandig umgesetzt werden, sodass mit diesem

vorliegenden Programm und den gegebenen Hinweisen lediglich die Grundlagen geschaffen

wurden, um ahnliche auditorische Tests automatisch am 3 T-Tomographen durchfuhren

zu konnen.

25

4 DatenauswertungDie Aufbereitung und statistische Auswertung der gewonnenen Messdaten erfolgte mit der

unter MATLAB laufenden Software Statistical Parametric Mapping, Version SPM8. Wei-

terhin wurde fur die Bestimmung der aktivierten Brodmann-Areale die Software MRIcron

genutzt. Fur die Untersuchung des Einflusses der unterschiedlichen Repetitionszeiten wur-

de außerdem das Datenanalyseprogramm Origin hinzugezogen. Die Auswertung der Mess-

daten erfolgte fur die beiden Tomographen analog und wird im Folgenden erklart.

4.1 Datenvorverarbeitung mit SPM8

4.1.1 Bewegungskorrektur

Die durchgefuhrten Messungen dauerten pro Proband etwa 20 Minuten. Wahrend dieser

Zeit war es nicht auszuschließen, dass sich der Kopf des Probanden leicht bewegte. Ent-

sprechend der Achsendefinition in Abbildung 2.4 waren Translationsbewegungen in alle

drei Raumrichtungen und Rotationsbewegungen um diese drei Raumachsen moglich. Die

folgende Abbildung zeigt exemplarisch eine solche Bewegung eines zufallig ausgewahlten

Probanden der Messreihe wahrend des motorischen Tests.

Abbildung 4.1: Kopfbewegung in Translation und Rotation wahrend einer Probandenmes-sung.

26 KAPITEL 4 DATENAUSWERTUNG

Pitch bezeichnet dabei die Rotation um die x-Achse, Roll die um die y-Achse und Yaw

die Rotation um die z-Achse. Bei den zufalligen Kopfbewegungen der Probanden handelte

es sich, wie in der Abbildung beispielhaft zu sehen, um Abweichungen von der Ausgangs-

position von unter einem halben Millimeter und weniger als einem halben Grad.

Als Referenzbild fur die Bewegungskorrektur wurde jeweils die erste Aufnahme der Mess-

reihe gewahlt. Alle folgenden Aufnahmen wurden durch eine Rigid-Body-Transformation,

bei der Große und Form des Objekts unverandert blieben, anhand von sechs Freiheits-

graden durch Verschiebung und Drehung auf das Referenzbild reorientiert. Somit sollte

verhindert werden, dass Signale einem falschen raumlichen Ursprung zugeordnet wurden,

weil das betrachtete Voxel seine Koordinaten uber die Messung hinweg anderte.

4.1.2 Koregistrierung

Die funktionellen Aufnahmen wurden mit einer schnellen EPI-Sequenz gemacht und wa-

ren folglich von geringer Auflosung, wie beispielhaft in Abbildung 4.2 zu sehen ist. Um

Aktivierungen dennoch genau lokalisieren zu konnen, wurden diese Bilder mittels ei-

ner Rigid-Body-Transformation der raumlich hoher aufgelosten anatomischen T1-Messung

uberlagert, wie sie in Abbildung 4.3 dargestellt ist.

Abbildung 4.2: EPI-Aufnahme, 3 T. Abbildung 4.3: Tw1 -Aufnahme, 3 T.

Durch den unterschiedlichen Kontrast der strukturellen und funktionellen Aufnahmen

erschienen helle Strukturen in Tw1 -Aufnahmen in den EPI-Aufnahmen dunkel und umge-

kehrt. Diese Grauwerte der beiden Aufnahmen wurden in einem so genannten Verbund-

histogramm (Joint Histogram) gegeneinander aufgetragen. Durch eine so genannte Mu-

tual Information-Koregistrierung erfolgte ein Abgleich der Grauwerte, was die Ordnung

im Verbundhistogramm erhohte. Dies ist in folgender Abbildung zu erkennen.

4.2. STATISTIKAUSWERTUNG MIT SPM8 27

Abbildung 4.4: Verbundhistogramm. Links: vor der Koregistrierung. Rechts: nach der Kore-gistrierung.

4.1.3 Normalisierung

Die Auswertung der Messungen jedes einzelnen Probanden brachte Aktivierungsmuster

auf einem individuellen Gehirn mit bestimmter Große und Struktur hervor. Um eine

gemittelte Aussage uber eine gesamte Gruppe treffen zu konnen, war es erforderlich, alle

Einzelaufnahmen auf ein standardisiertes Normalhirn zu ubertragen. Daher wurden die

Ergebnisse der Probanden auf ein in SPM8 hinterlegtes Template, das so genannte MNI-

Hirn (Montreal Neurological Institute) projiziert. Nach der Normalisierung betrug die

Voxelgroße fur beide Tomographen gleichermaßen 2 mm·2 mm·2 mm.

4.1.4 Glattung

Fur diesen Schritt wurde eine Faltung der Aufnahmen mit einem Gauß-Kern mit einer

Halbwertsbreite von 8 mm durchgefuhrt. Dadurch wurden die Grauwerte benachbarter

Voxel verglichen und entsprechend der Gaußverteilung angepasst. Somit wurde das Signal-

Rausch-Verhaltnis zu Ungunsten der raumlichen Auflosung verbessert. Die Aussagekraft

der statistischen Analyse konnte durch diesen Schritt erhoht werden, da es danach weni-

ger lokale Maxima in den Voxeln gab, die das Signifikanzniveau der Anregung zu stark

angehoben hatten.

4.2 Statistikauswertung mit SPM8

Die statistische Auswertung in SPM8 erfolgte derart, dass der zeitliche Verlauf des BOLD-

Signals fur jedes Voxel uber alle Messungen hinweg betrachtet wurde. Dem liegt das

allgemeine lineare Modell zu Grunde. Um dies verstandlich zu machen, wird folgende


Abbildung hinzugezogen, die beispielhaft eine Designmatrix des motorischen Paradigmas

zeigt.

Abbildung 4.5: Designmatrix einer first-level-Analyse des motorischen Tests.

Die Spalten der Designmatrix stellen die Regressoren des Paradigmas dar. Die linke Spalte

reprasentiert den Verlauf des BOLD-Signals x1. In diesem Fall wechseln sich Blocke von

Ruhe (grau) und Aktivitat (weiß) ab. In der mittleren Spalte ist die Zeitableitung x2 der

Phasenwechsel zu sehen. Anstiege sind weiß gekennzeichnet, Abstiege schwarz und Kon-

stanten grau. Somit ergibt sich fur die Berechnungen ein weiterer Freiheitsgrad. Die rechte

Spalte stellt einen konstanten Wert β0 dar. Die Zeilen der Designmatrix reprasentieren

die einzelnen Scans, im Falle des motorischen Paradigmas demnach 62.

Nach dem allgemeinen linearen Modell ergibt sich der Signalverlauf y des betrachteten

Voxels zu

y = β0 + β1x1 + β2x2 + ...+ βnxn + ε (4.1)

wobei die βi verschiedene Wichtungsfaktoren sind, die xi unabhangige Variablen und ε

ein Fehlerterm ist.

Durch eine Vielzahl von Rechenschritten, in welche Stimulusbeginn- und dauer sowie das

gemessene BOLD-Signal eingingen, und eine Faltung mit der hamodynamischen Antwort-

funktion konnte fur jedes Voxel der Signifikanzwert T ermittelt werden. Ist dies fur alle

Voxel geschehen, konnte in einem statistischen Test unabhangig fur jedes Voxel die ex-

perimentelle Hypothese uberpruft werden. Dafur wurde in der vorliegenden Arbeit der

4.2. STATISTIKAUSWERTUNG MIT SPM8 29

so genannte T-Test durchgefuhrt. Die entsprechende T-Wert-Verteilung ist in folgender

Abbildung dargestellt.

Abbildung 4.6: Studentsche T-Verteilung. [13]

Die Irrtumswahrscheinlichkeit p wurde im Verlauf der Auswertung vorgegeben. Aus ihr

ergab sich die jeweilige Signifikanzschwelle T des durchgefuhrten Tests. Voxel, deren er-

mittelter T-Wert kleiner war als diese Schwelle, erfullten die Nullhypothese H0. Das hieß,

dass die Signalunterschiede nicht aufgrund des angewendeten Paradigmas zu erklaren wa-

ren, sondern rein zufallig auftraten. T-Werte großer als die Signifikanzschwelle lagen im

Bereich der Alternativhypothese H1. Wenn diese angenommen wurde, lag ein signifikan-

ter Zusammenhang zwischen den Bedingungen und somit eine Aktivitat im betrachteten

Voxel vor. Dabei hatten großere T-Werte eine hohere Signifikanz als kleinere.

In Abbildung 4.6 ist zu sehen, dass eine hohere Irrtumswahrscheinlichkeit p1 eine nied-

rigere Signifikanzschwelle T (p1) mit sich brachte, einem Voxel somit eher eine Aktivitat

zugesprochen wurde. Dadurch stieg zwar die Anzahl der als aktiv angenommenen Voxel,

die statistische Sicherheit sank jedoch gleichermaßen.

Außerdem wurde im Laufe der statistischen Auswertung die Mindestanzahl aktiver Voxel

vorgegeben, die raumlich zusammenhangen mussten, um eine aussagekraftige Aktivierung

zu zeigen. So wurde garantiert, dass die Signalanderung in diesem Bereich tatsachlich auf-

grund des BOLD-Effekts hervorgerufen wurde, denn dieser wurde sich nicht nur in einzel-

nen Voxeln widerspiegeln sondern mit einer gewissen raumlichen Ausdehnung einhergehen.

Die Zahl zusammenhangender Voxel wurde in den Auswertungen erfahrungsgemaß stets

zu 100 gewahlt.

Im Zuge dieser beschriebenen Auswertung werden viele Hypothesen gleichzeitig uberpruft,

was auch als Multiple Comparison Problem bezeichnet wird. Rein aus statistischen

Grunden kann es bei der parallelen Uberprufung vieler Tausender Voxel zu falsch-positiven

Ergebnissen kommen. Die Nullhypothese H0 wird dabei abgelehnt obwohl sie eigentlich

wahr ist und es werden demnach einige Voxel falschlicher Weise als aktiviert betrachtet.

Hierbei ist von einem Fehler des Typs I die Rede. Um diese Fehler zu korrigieren, kann eine


so genannte family wise error correction (FWE-Korrektur) vorgenommen werden, die

die Anzahl falsch-positiv bestimmter Voxel reduziert.

4.2.1 First-level-Analyse

Zunachst wurden die Messdaten jedes Probanden entsprechend der Beschreibung ein-

zeln statistisch ausgewertet. Hierbei zeigten sich sehr unterschiedliche Resultate, was die

Starke, Lokalisation und Große der Aktivierungen anging. Daher konnten daraus keine all-

gemeinen Aussagen getroffen werden. Notwendig waren die first-level-Analysen dennoch,

denn durch die Vorverarbeitungsschritte und die statistische Auswertung wurde in SPM8

eine Kontrastdatei (”con 0001“) fur jeden Probanden erstellt. Diese wurden im Anschluss

zusammengetragen und bildeten die Grundlage fur die second-level-Analysen.

4.2.2 Second-level-Analyse

Fur die eigentliche Gruppenauswertung wurde auf diese Kontrastdateien der einzelnen

Probanden zuruckgegriffen. Die Datensatze der Tanzer und Nichttanzer konnten zu einer

Gruppe zusammengefuhrt werden, da diese Unterscheidung fur die folgenden Analysen

nicht notwendig war. Die Auswertungen erfolgten demnach auf der Basis von 20 Messun-

gen am 1,5 T-Tomographen und 20 Messungen am 3 T-Gerat. Die in den Kontrastdateien

hinterlegten Ergebnisse des Einzelnen gingen gleichwertig in die Auswertung ein und lie-

ferten eine mittlere Aktivitat der Gruppe. Fur dieses Resultat wurde wiederum eine neue

Kontrastdatei erstellt, welche den graphischen Ergebnisausgaben diente.

4.3 Bestimmung der Brodmann-Areale mit MRIcron

Eine weitere genutzte Software war MRIcron, die die Kontrastdateien aus den second-

level-Analysen nutzte, um die aktivierten Brodmann-Areale zu bestimmen. Dazu wurde

die Darstellung der Aktivierung mit der Karte der Brodmann-Areale gekoppelt, wie bei-

spielhaft fur das motorische Pradigma in folgender Abbildung zu sehen ist.

4.3. BESTIMMUNG DER BRODMANN-AREALE MIT MRICRON 31

Abbildung 4.7: Bestimmung der Brodmann-Areale.Links: motorische Aktivierung, 3 T. Rechts: Brodmann-Areale.

Mit den in der Abbildung grun und gelb eingekreisten Grenzwerten wurde eine geeignete

Darstellung der Aktivierung gewahlt. Durch die Kopplung der Fenster bewegte sich der

Cursor in den beiden Darstellungen analog. Jeweils unten links im Fenster konnten die

MNI-Koordinaten abgelesen werden und oben links die entsprechenden programmeigenen

Koordinaten. Unterhalb dieser Werte war außerdem das verwendete Overlay zu erkennen.

In dem linken Fenster war dies die jeweilige beschriebene Kontrastdatei (”con 0001“) und

im rechten Fenster war das Template fur die Brodmann-Areale geladen (brodmann). Ne-

ben den MNI-Koordinaten war weiterhin jeweils die relative Intensitat (lila eingekreist)

der Aktivierung im ausgewahlten Punkt beziehungsweise das angeregte Brodmann-Areal

(rot eingekreist) abzulesen. Zur Orientierung im Programm soll folgende Tabelle einen

Zusammenhang zwischen den verschiedenen Koordinaten geben. Die x-Koordinaten ver-

laufen dabei in der sagittalen, die y-Koordinaten in der koronaren und die z-Koordinaten

in der transversalen Schnittebene.

Tabelle 4.1: Zusammenhang zwischen den Koordinaten in MRIcron und im MNI-Hirn.

x y z

links Zentrum rechts hinten Zentrum vorn unten Zentrum oben

MRIcron 1 91 181 1 126 217 1 72 181

MNI -90 0 90 -125 0 91 -71 0 109


4.4 Untersuchung der TR-Unterschiede

Weshalb bei der Durchfuhrung des motorischen Paradigmas an beiden Tomographen un-

terschiedliche Repetitionszeiten TR gewahlt wurden, wurde bereits in Kapitel 3.4 erklart.

An der Nebenkonsole der Tomographen wurden die gemachten Aufnahmen hinsichtlich

ihrer Grauwerte untersucht. Dazu wurde in einer homogen erscheinenden Hirnregion ein

kreisformiger Bereich ausgewahlt. Fur diesen wurden Flache, Pixelanzahl, mittlerer Grau-

wert und zugehorige Standardabweichung abgelesen. Diese Werte wurden im Weiteren mit

der Software Origin ausgewertet. Somit sollte fur beide Tomographen analysiert werden,

ob sich in den Aufnahmen Unterschiede in Abhangigkeit der Repetitionszeiten von 4 s,

5 s und 6 s zeigten. Durch ein einfaches Kopieren und Einfugen des Messbereichs konnte

sichergestellt werden, dass stets die gleiche Region in den verschiedenen Scans getroffen

wurde.

Diese Untersuchung erfolgte unter zwei Gesichtspunkten. Zum einen wurde eine beliebige,

homogen erscheinende Region im Marklager ausgewahlt und die Messwerte jeweils fur die

sechs letzten Scans in der Ruhephase des Paradigmas erfasst. Somit war kein Einfluss

des BOLD-Effekts durch die Aktivierung zu erwarten. Anhand von Abbildung 3.1 ist er-

sichtlich, dass die Scans 5/62 bis 10/62, 25/62 bis 30/62 und 45/62 bis 50/62 untersucht

wurden.

Ein zweiter Aspekt war die Gegenuberstellung der Grauwerte von Ruhe- und Aktivitats-

phasen. Hierzu wurden in der Region im Kortex, in der die motorische Aktivierung zu

erwarten war, die genannten Messwerte abgelesen. Dies erfolgte jeweils in den letzten sechs

Ruhemessungen und in den sechs mittleren Aktivitatsmessungen, in denen das BOLD-

Signal sein Plateau erreicht hatte. Wieder auf Abbildung 3.1 hingewiesen, bedeutet das

eine Messung in den Scans 5/62 bis 10/62 fur die Ruhe, 13/62 bis 18/62 fur die Aktivitat

und so weiter.

Die folgende Abbildung zeigt exemplarisch eine solche Ruhemessung an den Aufnahmen

des 3 T-Tomographen.

4.4. UNTERSUCHUNG DER TR-UNTERSCHIEDE 33

Abbildung 4.8: Messwerterfassung an der Nebenkonsole, 3 T.Links: TR = 4 s. Mitte: TR = 5 s. Rechts: TR = 6 s.

Weiterhin wurden die Aufnahmen mit SPM8 statistisch ausgewertet, um die Aktivierun-

gen sichtbar zu machen und sowohl qualitative als auch quantitative Aussagen zu den

Unterschieden treffen zu konnen. Dies geschah analog zu der beschriebenen Vorgehens-

weise, allerdings als first-level-Analyse, da nur die Ergebnisse eines einzelnen Probanden

betrachtet wurden. Zudem wurde MRIcron fur diesen Versuchsteil zur Bestimmung der

Brodmann-Areale genutzt.

35

5 Darstellung und Diskussion der

Ergebnisse

5.1 Motorischer Test

5.1.1 Qualitative Einschatzung

Es werden im Folgenden die Ergebnisse der Messungen am 1,5 T- und am 3 T-Tomographen

gegenuber gestellt. Die Abbildungen 5.2 und 5.3 zeigen vergleichend die Ergebnisse der

second-level-Analysen.

Jeweils oben links in den graphischen Ergebnisausgaben stellt sich das MNI-Hirn, auf das

die Ergebnisse normalisiert wurden, im sagittalen, koronaren und transversalen Schnitt

dar und zeigt die aktiven Bereiche. Je dunkler eine Region ist, desto starker ist hier

die Aktivierung. Die MNI-Koordinaten der Position des Cursors (roter Pfeil) sind links

neben diesen Bildern abzulesen. Bei dem Ergebnis fur das 1,5 T-Gerat entspricht die

gezeigte Cursor-Position dem globalen Maximum der Aktivierung. Aus den Ergebnissen

der 3 T-Messung ergab sich hingegen, dass das globale Maximum im Kleinhirn zu finden

war. Daher zeigt hier zur besseren Vergleichbarkeit der Darstellungen der Cursor auf ein

lokales Maximum im motorischen Kortex.

Unter diesen Bildern werden die relevanten Statistikwerte angezeigt. Die Irrtumswahr-

scheinlichkeit p wird bei der Auswertung in SPM8 vorgegeben und wurde in beiden Fallen

gleichermaßen unter Zuhilfenahme der FWE-Korrektur zu p < 0,01 gewahlt, was einer sta-

tistischen Sicherheit von 99 % entsprach. Daraus ergab sich jeweils die Signifikanzschwelle

T , ab der ein Voxel als aktiviert anerkannt wurde. In diesem Fall betrug diese fur 1,5 T

rund 8,25 und fur 3 T rund 7,49. Vergleichend mit Abbildung 4.6 bedeutete eine hohere

Signifikanzschwelle T eine großere statistische Sicherheit der Ergebnisse, da die Voxel ein

scharferes Kriterium erfullen mussten, um die Alternativhypothese anzunehmen.

Oben rechts ist jeweils die Designmatrix der Analyse zu sehen. Diese stellte fur die second-

level-Analysen keine Abfolge von Ruhe- und Aktivitatsphasen dar, sondern bestand aus

den 20 Kontrastdateien der first-level-Analysen.

In der Mitte der Ergebnisausgaben ist jeweils zu sehen, wie sich die Aktivierung, auf die

Oberflache des MNI-Hirns projiziert, darstellte. Die Probanden haben jeweils mit der rech-

ten Hand das Fingertippen ausgefuhrt, weshalb sich die Aktivierung in der kontralatera-

len, also linken Hemisphare zeigte. Es ließen sich allerdings deutliche Unterschiede in Form

36 KAPITEL 5 DARSTELLUNG UND DISKUSSION DER ERGEBNISSE

und Große der Aktivierungen erkennen. Bei dem Ergebnis der 1,5 T-Messung erschien die

Anregung großflachiger uber die verschiedenen motorischen Areale hinweg ausgedehnt.

Abbildung 5.1: Gyrusprecentralis[16]

Das Resultat der Messung am 3 T-Tomographen hinge-

gen stellte die Anregung eher langlicher und entsprechend

der Anatomie auf den in Abbildung 5.1 dargestellten Gy-

rus precentralis beschrankt dar. Dieser reprasentiert die

primarmotorische Rinde, also das Brodmann-Areal 4, und

ist fur direkte Bewegungssteuerungen zustandig [14]. Dass

die Aktivierung hier starker auf dieses Areal begrenzt

war, konnte fur die hohere ortliche Auflosung des 3 T-

Tomographen sprechen. Durch diese wurden individuelle

Unterschiede der Aktivierungen auf der first-level-Ebene

deutlicher. Bei 1,5 T hingegen konnte durch die großere

Unscharfe der Einzelergebnisse auch in der Gruppenanalyse

ein großeres Areal als aktiviert angezeigt werden. Welche Areale im einzelnen angeregt

waren, wird sich in der Untersuchung der Ergebnisse mit MRIcron zeigen.

Im unteren Teil der Abbildungen 5.2 und 5.3 ist die jeweilige Aktivierung im sagittalen,

koronaren und transversalen Schnitt im T1-Bild zu sehen. Der Cursor zeigt dabei jeweils

auf das entsprechend ausgewahlte Maximum. Hier ist gut die unterschiedliche Ausdehnung

der Aktivierungen zu erkennen. Die abgebildete Skala reprasentiert die Farbdefinition der

T-Werte. Die Skala fur das Ergebnis der 1,5 T-Messung umfasst Werte von 0 bis etwa 14,

die der 3 T-Messung von 0 bis 12 und hat somit ein kleineres globales Maximum.

5.1. MOTORISCHER TEST 37

Abbildung 5.2: 2nd-level-Analyse der motori-schen Aktivierung, 1,5 T.p < 0,01 (FWE), T = 8,25.

Abbildung 5.3: 2nd-level-Analyse der motori-schen Aktivierung, 3 T.p < 0,01 (FWE), T = 7,49.

Die dargestellten Ergebnisse entsprachen nicht den theoretischen Annahmen. Es ware zu

erwarten gewesen, dass sich die Aktivierung aus den Messungen am 3 T-Tomographen

deutlich starker darstellten als in denen am 1,5 T-Gerat. Diese Beobachtungen konnten

allerdings durch andere Untersuchungen zu motorischen Tests, wie beispielsweise jene von

T. Nakai et al. [15], bestatigt werden. Diese zeigten ebenfalls eine geringere kontralatera-

le Aktivierung im 3 T-Tomographen gegenuber dem 1,5 T-Gerat. Grund hierfur konnten

Abweichungen der HF-Amplitude innerhalb einer Schicht bei einem Flipwinkel von 90◦

sein. Diese konnen unter 3 T etwa doppelt so groß ausfallen, weshalb Gewebe, die ver-


gleichbare T1-Zeiten haben, unterschiedlich gewichtet dargestellt werden [19]. Diese schwer

kontrollierbare, uneinheitliche Schichtanregung konnte dazu fuhren, dass die Aktivierung

im 3 T-Tomographen geringer ausfallt als im 1,5 T-Gerat. Andererseits konnten T. Na-

kai et al. eine erhohte Aktivierung von Nebenarealen am 3 T-Tomographen feststellen.

Dies zeigten auch die vorliegenden Ergebnisse, da das Kleinhirn, das als Nebenareal die

Steuerung der Motorik unterstutzt, bei 3 T eine hohere Aktivierung aufwies als bei 1,5 T.

5.1.2 Quantitative Einschatzung

Um die aktivierten Brodmann-Areale genau zu identifizieren, wurde das Programm MRI-

cron hinzugezogen und fur 1,5 T und 3 T separat eine Auswertung durchgefuhrt. Das MNI-

Hirn wurde hierfur zweifach als Grundlage geladen. Zum einen wurde es anschließend mit

der entsprechenden Kontrastdatei uberlagert, die bei SPM8 als Ergebnis der second-level-

Analyse erzeugt wurde. Zum anderen wurde ein Template mit den Brodmann-Arealen

uberlagert. Diese beiden Darstellungen konnten direkt uber das Programm verknupft

werden, sodass der Cursor sich bei beiden stets an der gleichen Position befand. Um nun

noch die notige Verknupfung zu SPM8 herzustellen, wurden die MNI-Koordinaten zu Hil-

fe genommen. Diese wurden aus SPM8 abgelesen und in MRIcron eingegeben, sodass der

Cursor direkt diese Position anzielte. So konnte das Brodmann-Areal identifiziert werden,

in dem der ausgewahlte Aktivierungspeak lag. Diese Peaks wurden von SPM8 tabellarisch

ausgegeben und es handelte sich um diejenigen Voxel im aktivierten Bereich, die mit ih-

rem T-Wert die Signifikanzschwelle des statistischen Tests uberschritten. Es wurden stets

die Peaks vom hochsten zum niedrigsten T-Wert oberhalb der Schwelle ausgegeben, die

jeweils mindestens 8 mm voneinander entfernt waren.

Wahrend der Auswertung ergab sich jedoch folgendes Problem. Die ubernommenen Ko-

ordinaten zeigten in den Abbildungen von SPM8 und MRIcron nicht exakt die gleiche

Schicht. Durch genaues Vergleichen markanter Strukturen im Hirn konnte festgestellt

werden, dass die x-MNI-Koordinate stets um eine Einheit erniedrigt werden musste, um

in MRIcron die gleiche Schicht wie in SPM8 darzustellen. Dies sollte fur den zukunftigen

Umgang mit den Programmen berucksichtigt werden.

Die folgende Abbildung zeigt exemplarisch die Auswahl eines von SPM8 vorgegebenen

Peaks. Die Grenzwerte in MRIcron wurden nach eigenem Ermessen so gewahlt, dass die

Aktivierung in Form und Große in etwa der in SPM8 gezeigten entsprach. Obwohl bei

beiden Programmen die gleiche Kontrastdatei zugrunde lag, stellten sich die Aktivierun-

gen dennoch rein optisch sehr unterschiedlich dar. Grund dafur war, dass MRIcron bei

der Darstellung der Aktivierungen beispielsweise keine FWE-Korrektur durchfuhrte. Auf


die Brodmann-Areale hatte die Einstellung der Grenzen jedoch keinen Einfluss.

Abbildung 5.4: Untersuchung der Aktivierungspeaks des motorischen Tests, 1,5 T.Links: T1-Darstellung in SPM8. Mitte: Darstellung der Aktivierung in MRI-cron. Rechts: Brodmann-Areale in MRIcron.

Aus SPM8 wurden nacheinander die MNI-Koordinaten der Aktivierungspeaks entnom-

men und in MRIcron mit der benannten Korrektur eingetragen. Durch die Verknupfung

der MRIcron-Fenster konnte somit direkt das aktivierte Brodmann-Areal abgelesen wer-

den. Weiterhin konnte der jeweilige T-Wert des Voxels aus der Tabelle in SPM8 abgelesen

werden. Bei dem motorischen Test war auf die Unterscheidung zwischen motorischem

Kortex und Kleinhirn zu achten, die beiderseits Aktivierungen zeigten. Die T-Werte und

die einzelnen Koordinaten sind in folgender Tabelle fur die Ergebnisse der 1,5 T-Messung

zusammengefasst. Der Tabellenkopf enthalt jeweils die MNI-Koordinaten aus SPM8 und

MRIcron, weiterhin die MRIcron-eigenen Koordinaten, das aktivierte Brodmann-Areal

und den T-Wert des Voxels. Außerdem ist die Anzahl der in der jeweiligen Region ins-

gesamt aktivierten Voxel abzulesen, was ein Maß fur die Ausdehnung der Aktivierung

darstellte.


Tabelle 5.1: Aktivierungspeaks des motorischen Tests, 1,5T.

MNI-Koordinaten Koordinaten Brodmann- T-Wert

SPM8 MRIcron MRIcron Areal

x y z x y z x y z

motorischer Kortex - 937 aktive Voxel

-34 -24 62 -35 -24 62 56 102 134 4 14,51

-50 -26 60 -51 -26 60 40 100 132 3 13,82

-34 -34 54 -35 -34 54 56 92 126 3 12,47

-40 -36 54 -41 -36 54 50 90 126 2 11,83

-44 -28 54 -45 -28 54 46 97 126 3 11,62

-44 -26 50 -45 -26 50 46 100 122 3 11,59

-36 -18 56 -37 -18 56 54 108 128 4 11,46

-44 -34 58 -45 -34 58 46 92 129 2 11,08

-40 -44 58 -41 -44 58 50 82 130 40 8,34

Kleinhirn - 320 aktive Voxel

24 -62 -24 23 -62 -24 114 64 48 19 11,72

6 -54 -16 5 -54 -16 96 72 56 18 10,60

6 -62 -22 5 -62 -22 96 64 50 0 10,24

20 -48 -28 19 -48 -28 110 78 44 37 10,03

28 -48 -32 27 -48 -32 118 78 40 37 8,81

14 -48 -20 13 -48 -20 104 78 52 19 8,65

Die Peaks lagen unter anderem in den Arealen 2 und 3, die fur die haptische Wahrneh-

mung zustandig sind, also vermutlich das Wahrnehmen der aneinander tippenden Fin-

ger widerspiegelten. Das aktivierte Areal 4 steuert willkurliche Bewegungen und somit

das Durchfuhren des Fingertippens selbst. Dieses hatte hier im motorischen Kortex den

hochsten T-Wert und somit die starkste Aktivitat. Als sekundar somatosensorisches Are-

al gilt das Areal 40, das hier aber nur eine vergleichsweise geringe Aktivierung aufwies.

Das Areal 37 wirkt unter anderem bei der Organisation von Lernprozessen und zeigte da-

her wohl durch die wiederholte Durchfuhrung der Fingerbewegungen ebenfalls eine geringe

Aktivitat. Eine Aktivierung war auch im Areal 19 zu finden, welches an der Steuerung der

Augenbewegung und der Bewegungswahrnehmung beteiligt ist. Diese aktivierten Areale

spiegelten im Zusammenspiel durchaus die von den Probanden durchgefuhrte Aufgabe

wahrend der Messung wider.


Deutlich wurde anhand der Statistikwerte, dass unter 1,5 T die Aktivierung im motori-

schen Kortex starker und ausgedehnter war als im Kleinhirn, was Abbildung 5.2 bereits

erkennen ließ und somit bestatigt wurde.

Entscheidend war nun der Vergleich mit den Ergebnissen der 3 T-Messung, fur welche

die beschriebene Untersuchung analog durchgefuhrt wurde. Die folgende Abbildung zeigt

zunachst exemplarisch die drei Darstellungen fur einen ausgewahlten Peak.

Abbildung 5.5: Untersuchung der Aktivierungspeaks des motorischen Tests, 3 T.Links: T1-Darstellung in SPM8. Mitte: Darstellung der Aktivierung in MRI-cron. Rechts: Brodmann-Areale in MRIcron.

In der folgenden Tabelle sind die einzelnen Peaks mit ihren Koordinaten, dem Brodmann-

Areal und dem T-Wert aufgefuhrt.

Tabelle 5.2: Aktivierungspeaks des motorischen Tests, 3T.



x y z x y z x y z

motorischer Kortex - 525 aktive Voxel

-36 -18 54 -37 -18 54 54 108 126 4 9,51

-48 -26 40 -49 -26 40 42 100 112 3 9,21

-52 -26 56 -53 -26 56 38 100 128 3 8,83

-52 -16 46 -53 -16 46 38 110 118 4 8,41

-34 -30 48 -35 -30 48 56 96 120 3 8,18

Kleinhirn - 259 aktive Voxel

16 -48 -22 15 -48 22 106 78 50 37 12,24

Hier zeigte sich im Kleinhirn ein Peak im Areal 37 als das globale Maximum der Akti-

vierung. Dies war auch in Abbildung 5.3 anhand der Graustufen in den verschiedenen


Schnittebenen zu erkennen. Dem folgten mit deutlich geringeren T-Werten Peaks in den

Arealen 3 und 4. Da die Peaks einen gewissen Mindestabstand voneinander haben muss-

ten und in der 3 T-Messung die Aktivierung von der Ausdehnung her ohnehin deutlich

kleiner ausgefallen ist, konnten hier nicht mehr Peaks benannt werden.

Grundsatzlich wurden in beiden Tomographen ahnliche Areale angeregt. Die T-Werte

waren allerdings in den Ergebnissen der 1,5 T-Messung deutlich hoher, die Aktivierung

somit starker. Das, was in den Abbildungen 5.2 und 5.3 bereits zu erkennen war, konnte

durch die Statistikwerte bestatigt werden. Die Ausdehnung der Aktivierung im motori-

schen Kortex erstreckte sich bei 1,5 T auf fast doppelt so viele Voxel wie bei 3 T. Dabei

betrug der maximale Peak bei 1,5 T etwa das 1,5-fache des Maximums unter 3 T. Die im

Kleinhirn aktivierten Bereiche umfassten bei 1,5 T etwa 25 % mehr Voxel als bei 3 T. Hier

wies der maximale Peak jedoch bei 3 T den hoheren Wert auf. Es kann zusammengefasst

werden, dass bei dem motorischen Test nach den second-level-Analysen, sowohl in der

visuellen Darstellung als auch anhand der statistischen Werte zu erkennen, die Messun-

gen am 1,5 T-Tomographen eine großere und starkere Aktivierung erzeugten als bei der

Untersuchung am 3 T-Gerat.

Auf der first-level-Ebene konnte der Verlauf des BOLD-Signals fur das Voxel im globalen

Aktivierungsmaximum angezeigt werden. Dies ist in den Abbildungen 5.6 und 5.7 ex-

emplarisch fur einen Probanden der Messreihe zu sehen. Dargestellt ist die Aktivierung

in Sagittal-, Koronar- und Transversalschnitt, die Designmatrix des motorischen Para-

digmas und der Plot des Signalverlaufs. Dieser reprasentiert den abwechselnden Verlauf

von drei Ruhephasen und drei aktiven Phasen. Fur die in den Abbildungen 5.2 und 5.3

dargestellten Ergebnisse der Gruppenanalyse konnte solch ein Plot nicht erzeugt wer-

den, da hierfur der zeitliche Signalverlauf eines bestimmten Voxels bekannt sein musste.

Die second-level-Analysen basierten jedoch auf den Kontrastdateien der Ergebnisse der

first-level-Analysen, sodass hier kein Einblick in individuelle Zeitserien moglich war.


Abbildung 5.6: 1st-level-Analyse der motori-schen Aktivierung, 1,5 T.p < 0,01 (unc.), T = 2,40.

Abbildung 5.7: 1st-level-Analyse der motori-schen Aktivierung, 3 T.p < 0,01 (unc.), T = 2,39.

Diese Diagramme stellen fur das Voxel im globalen Maximum der Aktivierung die Ab-

hangigkeit des BOLD-Signals in Prozent von der Zeit in Sekunden dar. Die Punkte

reprasentieren dabei stets das Signal zum Messzeitpunkt. Die durchgezogene graue Li-

nie stellt die mathematische Anpassung an die individuelle Zeitserie dar und ergibt die

hamodynamische Antwortfunktion des Voxels. Der in Abbildung 2.7 dargestellte Verlauf

des BOLD-Signals bezog sich auf nur einen einzelnen Stimulus. Wahrend der aktiven

Phase des motorischen Tests hielt der Stimulus jedoch uber 10 Scans hinweg an, sodass

das BOLD-Signal uber diese Zeit summiert wurde und so der in den Abbildungen 5.6 und

5.7 dargestellte Kurvenverlauf resultierte. Es ergab sich im Durchschnitt ein maximaler,

prozentualer Anstieg des BOLD-Signals von etwa 0,5 % unter 1,5 T und etwa 0,4 % unter

3 T. Dieser Unterschied war vernachlassigbar klein, stellte allerdings nur exemplarisch die

Ergebnisse auf der first-level-Ebene dar.


5.1.3 Einfluss der Repetitionszeiten auf die Messergebnisse

Die Messungen zum motorischen Paradigma wurden am 1,5 T-Gerat mit einer Repetiti-

onszeit TR von 5 s und am 3 T-Gerat mit 4 s durchgefuhrt, sodass sich die Frage nach der

Vergleichbarkeit der Ergebnisse stellte. Daher wurde mit einem zusatzlichen Probanden

der motorische Test an beiden Tomographen mit Repetitionszeiten von je 4 s, 5 s und 6 s

wiederholt. Somit sollte der Einfluss der Repetitionszeit auf die Messergebnisse untersucht

werden. Die Auswertung dieser Messungen erfolgte wie unter 4.4 beschrieben.

Die folgenden Abbildungen zeigen die auf das MNI-Hirn projizierten Aktivierungen aus

der first-level-Analyse des Probanden. Als Irrtumswahrscheinlichkeit wurde p < 0,001

gewahlt. Es wurde keine Korrektur durchgefuhrt, da alle Messergebnisse mit den gleichen

Parametern dargestellt werden sollten. Eine FWE-Korrektur war teilweise ein zu schar-

fes Kriterium und ließ beispielsweise fur 3 T und 5 s beziehungsweise 3 T und 6 s keine

Aktivierung mehr erkennen, da diese hier ohnehin sehr gering ausfiel.

Abbildung 5.8: 1st-level Analyse der motorischen Aktivierung, 1,5 T. p < 0,001 (unc.).Links: TR = 4 s. Mitte: TR = 5 s. Rechts: TR = 6 s.

Abbildung 5.9: 1st-level Analyse der motorischen Aktivierung, 3 T. p < 0,001 (unc.).Links: TR = 4 s. Mitte: TR = 5 s. Rechts: TR = 6 s.


Es zeigte sich deutlich, dass die Messung unter 1,5 T bei einer TR von 5 s die anschei-

nend starkste Aktivierung hervorbrachte und weiterhin unter 3 T und einer TR von 4 s.

Hier waren noch einige Nebenaktivierungen in anderen Arealen zu sehen, was wohl auf

der Wahl der Irrtumswahrscheinlichkeit und der nicht durchgefuhrten FWE-Korrektur

beruhte. Außerdem bestatigte dies die These, dass unter 3 T eine starkere Aktivierung

von Nebenarealen auftritt als unter 1,5 T [15].

So erschienen die Einstellungen der Repetitionszeiten wahrend der Probandenmessungen

von Vorteil, da bei 1,5 T und 5 s die starkste Aktivierung erzielt wurde und ebenso bei

3 T und 4 s. Fur weitere Aussagen dazu wurde MRIcron zu Hilfe genommen, wie folgende

Abbildung fur 1,5 T zeigt.

Abbildung 5.10: Untersuchung der motorischen Aktivierung in MRIcron, 1,5 T.Links: TR = 4 s. Mitte: TR = 5 s. Rechts: TR = 6 s.

Diese Darstellung bestatigte die Aussagen, die mittels SPM8 getroffen wurden. Der Cur-

sor war in den drei Fenstern jeweils an der gleichen Position, sodass die relativen Inten-

sitatswerte in diesem Punkt verglichen werden konnten. Bei diesen Koordinaten ergab

sich fur 4 s ein relativer Wert von 1,51, fur 5 s 3,15 und fur 6 s 2,57. Dies unterstutzte die

Aussage, dass die Intensitat der Aktivierung bei 5 s am 1,5 T-Gerat am hochsten war.

In der folgenden Abbildung ist dieser Vergleich fur die Ergebnisse der 3 T-Messung zu

sehen. Hier zeigte sich eindeutig die starkste Aktivierung bei einer Repetitionszeit von 4 s

mit einem relativen Wert von 3,76. Im Gegensatz dazu ergab sich an der gleichen Position

bei 5 s ein Wert von 2,93 und bei 6 s ein Wert von 2,24.


Abbildung 5.11: Untersuchung der motorischen Aktivierung in MRIcron, 3 T.Links: TR = 4 s. Mitte: TR = 5 s. Rechts: TR = 6 s.

Im Maximum der Aktivierung konnte in SPM8 jeweils der Signalverlauf des entsprechen-

den Voxels gegen die Zeit abgetragen und mathematisch angepasst werden. Dies ist folgend

fur 1,5 T und die verschiedenen Repetitionszeiten vergleichend dargestellt.

Abbildung 5.12: Signalantwort des Voxels im Aktivierungsmaximum in Abhangigkeit von derZeit, 1,5 T.Links: TR = 4 s. Mitte: TR = 5 s. Rechts: TR = 6 s.

Zu erkennen ist jeweils die BOLD-Antwort des maximal aktivierten Voxels. Diese spiegelt

entsprechend dem motorischen Paradigma drei Ruhephasen und drei aktive Phasen wider

(vgl. Abb. 3.1). Bei der 1,5 T-Messung ergab sich ein mittleres BOLD-Signalmaximum

von etwa 1,2 % fur eine Repetitionszeit von 4 s, etwa 1,6 % fur 5 s und ebenfalls knapp

1,6 % fur 6 s. Somit konnte gezeigt werden, dass die Messungen unter 5 s und 6 s den

großte prozentualen Signalanstieg hervorriefen. Vorausgreifend auf Tabelle 5.3, die die

von SPM8 ausgegebenen Statistikwerte zeigt, kann geschlussfolgert werden, dass die Mes-

sung unter 5 s die hochste statistische Sicherheit und die großte und starkste Aktivierung

hervorbrachte.


Analoge Diagramme folgen fur die 3 T-Messung.

Abbildung 5.13: Signalantwort des Voxels im Aktivierungsmaximum in Abhangigkeit von derZeit, 3 T.Links: TR = 4 s. Mitte: TR = 5 s. Rechts: TR = 6 s.

Hier zeigte sich bei den Repetitionszeiten von 4 s und 5 s nur ein geringes mittleres Si-

gnalmaximum von knapp 0,9 % und bei 6 s von etwa 1,1 %. Bezug nehmend auf Tabelle

5.3 konnte allerdings gezeigt werden, dass der maximale T-Wert der Messung unter 4 s

deutlich hoher war als bei den anderen beiden Messungen. Dies sprach fur die hochste

statistische Sicherheit dieser Aktivierung. Außerdem zeigten sich hier in der Anzahl der

aktivierten Voxel im motorischen Kortex deutliche Unterschiede. Diese waren bereits an-

hand von Abbildung 5.9 zu erkennen und konnten quantitativ bestatigt werden.

Als bisherige Zusammenfassung soll folgende Tabelle dienen, die Signifikanzschwellen,

maximale T-Werte im motorischen Kortex und Anzahlen der aktivierten Voxel wiedergibt.

Die starkste Aktivierung ist jeweils farblich hervorgehoben.

Tabelle 5.3: Zusammenfassung der Messergebnisse der TR-Untersuchung mit SPM8.

Magnetfeld- Repetitions- Signifikanz- maximaler Anzahl

starke zeit schwelle T-Wert aktiver Voxel

4 s 3,242 5,76 912

1,5 T 5 s 3,245 7,55 1152

6 s 3,248 6,66 350

4 s 3,242 7,82 4122

3 T 5 s 3,245 5,72 113

6 s 3,248 5,96 290

Aus der Tabelle ist abzulesen, dass die statistisch sicherste Aktivierung jeweils bei 1,5 T

und 5 s beziehungsweise 3 T und 4 s zu finden war. In Vergleich zu den Abbildungen 5.8

und 5.9 bestatigte sich weiterhin, dass die Ausdehnung der Aktivierung bei 3 T und 4 s bei

gleichen Auswerteparametern deutlich großer war als bei 1,5 T und 5 s. Dies widersprach


zwar den Ergebnissen der second-level-Analysen, die in den Abschnitten 5.1.1 und 5.1.2

dargestellt wurden, bezog sich allerdings auch nur auf einen einzelnen Probanden und

nicht auf eine statistisch gemittelte Gruppe.

Um diese Messungen noch auf anderem Wege zu untersuchen, wurden die Aufnahmen

an der Nebenkonsole der Tomographen mit dem Programm syngo MR von Siemens be-

trachtet. Wie in Abschnitt 4.4 beschrieben, wurden die Grauwerte fur einen homogen

erscheinenden Bereich im Marklager ermittelt. Es standen fur die reine Ruhemessung 18

Werte zur Verfugung, die zunachst in einem Diagramm mit ihrer Standardabweichung ge-

gen die Scanzahl abgetragen wurden. Gemittelt wurden die Werte jeweils uber 37 Pixel,

was einer Messflache von 3,61 cm2 entsprach.

Abbildung 5.14: Einfluss der Repetitionszeit auf die gemessenen Grauwerte in Abhangigkeitvon der Scanzahl, Messbereich im Marklager.

Im unteren Wertebereich sind die Messwerte fur 1,5 T zu sehen und im oberen Bereich,

bei etwa doppelt so hohen Werten, die fur 3 T. Zunachst war zu erkennen, dass die Grau-

werte mit hoherer Repetitionszeit stiegen. Die Begrundung lag darin, dass bei langerer

Repetitionszeit die longitudinale Magnetisierung mehr Zeit zum Wiederaufbau hatte und

somit bei der nachsten Anregung durch einen HF-Puls mehr Magnetisierung zur erneuten

Anregung zur Verfugung stand. Dieser Trend sieht fur die 3 T-Messungen etwas stabiler

und eindeutiger aus als fur die 1,5 T-Messung, was fur das geringere Bildrauschen des

3 T-Tomographen sprach.


Aus den im Diagramm dargestellten Werten wurde jeweils der mittlere Grauwert und die

mittlere Standardabweichung fur die einzelnen Repetitionszeiten berechnet und mit den

prozentualen Abweichungen zueinander in folgender Tabelle zusammengefasst.

Tabelle 5.4: Mittlere Grauwerte in der Ruhephase fur 1,5 T und 3 T.

Starke des Mittelwert mit prozentuale

Magnet- Standardabweichung Abweichung

feldes

4 s 5 s 6 s 4 s/5 s 5 s/6 s 4 s/6 s

1,5 T 475,04 ± 34,04 487,23 ± 35,57 493,94 ± 36,67 2,57 % 1,38 % 3,98 %

3 T 953,36 ± 53,74 974,53 ± 53,24 987,87 ± 54,88 2,22 % 1,37 % 3,62 %

Es war abzulesen, dass der mittlere Grauwert von 4 s zu 6 s Repetitionszeit fur beide To-

mographen anstieg. Die Werte unter 3 T waren weiterhin etwa doppelt so hoch wie die

unter 1,5 T. Die prozentuale Abweichung der Werte betrug fur beide Magnetfeldstarken

lediglich etwa 1,4 % bis 4 %. Bei 3 T waren die Abweichungen zudem durchweg etwas

geringer als bei 1,5 T. Dies und die allgemein etwas geringere prozentuale Standardabwei-

chung der 3 T-Werte sprachen fur ein geringeres Bildrauschen bei starkerem Magnetfeld,

denn das Signal-Rausch-Verhaltnis steigt theoretisch linear mit der magnetischen Fluss-

dichte. Diese geringen prozentualen Unterschiede in den Grauwerten zeigten auf, dass

die Repetitionszeit fur eine reine Ruhemessung einen nahezu vernachlassigbaren Einfluss

hatte.

Diese Untersuchung wurde in einem Bereich im Kortex wiederholt, in dem die Aktivie-

rung durch den motorischen Test zu erwarten war. Damit sollte uberpruft werden, ob sich

hier bereits signifikante Unterschiede zwischen Ruhephase und aktiver Phase ergaben.

Im Vergleich zu den Berechnungen und Darstellungen aus SPM8 und MRIcron und mit

arztlichem Rat wurde die entsprechende Region anhand anatomischer Strukturen aus-

gewahlt. Dies ist beispielhaft in folgender Abbildung zu sehen. Da die Blickrichtung in

diesem Programm nach kranial war, entsprach die linke Hirnhalfte, in der die motorische

Aktivierung erzeugt wurde, der rechten Bildhalfte.


Abbildung 5.15: Messbereich im motorischen Kortex, 3 T.

Hier konnte aufgrund der geringen raumlichen Ausdehnung der zu untersuchenden Struk-

tur nur in einem kleinen Bereich von 0,49 cm2 gemessen werden, was lediglich funf Pixeln

entsprach. Mit diesem kleinen Messbereich erklarte sich auch die verhaltnismaßig hohe

Standardabweichung der einzelnen Messwerte. Gemessen wurde zum einen in den jeweils

letzten sechs Ruhescans, um keinen Einfluss durch die BOLD-Antwort zu haben. Zum

anderen wurde in den mittleren sechs aktiven Scans gemessen, in denen das Plateau der

BOLD-Antwort vorlag. Die Ergebnisse der Messung sind im folgenden Diagramm darge-

stellt, wobei die Grauwerte mit der zugehorigen Standardabweichung gegen die Zahl der

Messungen abgetragen wurden.

Abbildung 5.16: Einfluss der Repetitionszeit auf die gemessenen Grauwerte in Abhangigkeitvon der Messphase, Messbereich im Kortex.


Zur deutlicheren Unterscheidung wurden die Phasen im Diagramm mit”Ruhe“ und

”Ak-

tivitat“ gekennzeichnet. Wieder waren die unteren Werte der 1,5 T-Messung etwa halb

so groß wie die der Messung unter 3 T. Auch erschienen die Werte der Messung bei 3 T

stabiler in ihrem Verlauf uber die Scans hinweg, wahrend jene fur 1,5 T stark schwank-

ten. Dass die Werte generell etwas niedriger waren als die der reinen Ruhemessung (vgl.

Abb. 5.14), lag daran, dass hier im Bereich der grauen Hirnsubstanz gemessen wurde.

Diese stellte sich aufgrund der hoheren T1-Zeiten im Vergleich zur weißen Substanz et-

was dunkler dar, was sich in den niedrigeren Grauwerten außerte (vgl. [18]). Anhand des

Diagramms ließ sich, vor allem fur die 3 T-Messung, vermuten, dass die Werte in den

Aktivitatsphasen stets minimal großer waren als in den Ruhephasen. Dies wurde auf ein

etwas starkeres Messsignal wahrend der Aktivitatsphasen deuten. Allerdings liegt kein

optischer Hinweis vor, ob wirklich die Region der Aktivierung getroffen wurde, da sich

nur anhand anatomischer Landmarken des Hirns des Probanden orientiert wurde.

Abschließend ist zu betonen, dass diese Untersuchung nur anhand der Daten eines ein-

zelnen Probanden gemacht wurden, weshalb die Aussagekraft der Ergebnisse kritisch be-

trachtet werden sollte. Die Ergebnisse konnten jedoch teilweise in unabhangigen Prakti-

kumsversuchen, die im August 2013 von Studenten am 3 T-Tomographen durchgefuhrt

wurden, bestatigt werden. Auch da zeigte der motorische Test in einer 4 s-Messung ge-

genuber einer 5 s-Messung eine starkere Aktivierung. Eine analoge Messung mit einer

Gruppe von Probanden wurde die statistische Sicherheit der Ergebnisse erhohen. So

konnte allerdings ein Einblick in diese Problematik gegeben werden und eroffnete neue

Moglichkeiten fur weitere Untersuchungsfelder.


5.2 Auditorischer Test

Fur die Auswertung des auditorischen Tests wurden die Phasen des Paradigmas, in denen

den Probanden tanzbare beziehungsweise nichttanzbare Musik vorgespielt wurde, als ak-

tive Phasen zusammengefasst. Somit standen acht aktive Phasen zur Verfugung, die bei

der Auswertung in SPM8 den acht Ruhephasen gegenuber gestellt werden konnten (vgl.

Abb. 3.2). Weiterhin wurden die Daten der als Tanzer und Nichttanzer eingestuften Pro-

banden zu einer Gruppe zusammengefuhrt, da diese Unterscheidung fur die vorliegende

Arbeit nicht von Bedeutung war.

5.2.1 Qualitative Einschatzung

Die Ergebnisse der second-level-Analysen der Messungen am 1,5 T- und am 3 T-Tomo-

graphen werden im Folgenden gegenuber gestellt. Zunachst zeigen die Abbildungen 5.17

und 5.18 die Aktivierungen, die durch das auditorische Paradigma hervorgerufen wurden,

unkorrigiert und mit einer Irrtumswahrscheinlichkeit von p < 0,0001. Die graphischen

Ergebnisausgaben sind analog zu den Abbildungen 5.2 und 5.3 aufgebaut, weshalb hier

auf eine erneute Erlauterung verzichtet wird (vgl. Abschnitt 5.1.1). Der Cursor liegt in

der Ergebnisdarstellung der 1,5 T-Messung in dem globalen Maximum, welches sich hier

in der linken Hirnhalfte befand. Die Auswertung der 3 T-Messung ergab hingegen, dass

das globale Maximum in der rechten Hemisphare lag. Daher wurde hier zur besseren

vergleichenden Darstellung ein lokales Maximum in der linken Hirnhalfte gesucht. Im

Weiteren wurde diese unterschiedliche Lateralitat in der Auswertung berucksichtigt.

5.2. AUDITORISCHER TEST 53

Abbildung 5.17: 2nd-level-Analyse der audi-torischen Aktivierung, 1,5 T.p < 0,0001 (unc.), T = 4,59.

Abbildung 5.18: 2nd-level-Analyse der audi-torischen Aktivierung, 3 T.p < 0,0001 (unc.), T = 4,59.

Es war hier deutlich zu erkennen, dass ahnliche Bereiche im auditorischen Kortex akti-

viert wurden (vgl. Abb. 2.8), welche fur die Auswertung der 3 T-Messung aber durchaus

eine großere raumliche Ausdehnung aufwiesen. Die maximale Intensitat wies keine großen

Unterschiede auf, wie anhand der Skalen der T1-Aufnahmen zu sehen war. Anhand der

T1-Schnittbilder war jedoch zu erkennen, dass die hellen Bereiche im Ergebnis der 3 T-

Messung eine großere raumliche Ausdehnung hatten und es somit mehr hoher aktivierte

Voxel gab als unter 1,5 T. Die Signifikanzschwelle lag fur beide Messungen bei T = 4,59.


Dieser dargestellte Unterschied wurde noch deutlicher, als in der Auswertung unter SPM8

die FWE-Korrektur hinzugezogen wurde. In den meisten Fallen wird diese bei auditori-

schen Tests nicht durchgefuhrt, da sie oftmals keine Aktivierung mehr erkennen lasst.

Anders in diesem Fall, wie die folgenden Abbildungen zeigen.

Abbildung 5.19: 2nd-level-Analyse der audi-torischen Aktivierung, 1,5 T.p < 0,05 (FWE), T = 7,46.

Abbildung 5.20: 2nd-level-Analyse der audi-torischen Aktivierung, 3 T.p < 0,05 (FWE), T = 6,71.


Anhand der Signifikanzschwelle T zeigte sich hier, dass die FWE-Korrektur die scharferen

Kriterien aufwies, da nur Voxel mit einem entsprechend hohen T-Wert als aktiviert aner-

kannt wurden. Diese Schwelle war bei der 1,5 T-Messung etwa 10 % hoher als bei der 3 T-

Messung, was zunachst fur eine hohere statistische Aussagekraft der 1,5 T-Messung sprach.

Auf die genaue Untersuchung dieser Werte soll allerdings noch eingegangen werden. Da

die Signifikanzschwellen durch die FWE-Korrektur generell hoher waren als im unkorri-

gierten Fall, lag eine geringere raumliche Ausdehnung der Aktivierungen vor. Die Voxel

mit kleineren T-Werten wurden nicht dargestellt, was sich auch in den T1-Schnittbildern

widerspiegelte. In denen waren im Gegensatz zu den unkorrigierten Ergebnissen kaum rot

gefarbte Bereiche zu erkennen. Da nach Korrektur der falsch-positiven Voxel dennoch eine

deutliche Aktivierung fur beide Messungen zu sehen war und dies die statistisch sicherere

Variante war, sollte die weitere Auswertung des auditorischen Tests auf Grundlage der

FWE-korrigierten Datensatze erfolgen.

5.2.2 Quantitative Einschatzung

Die Untersuchung der Aktivierungspeaks erfolgte analog zur Beschreibung in Abschnitt

5.1.2. Die folgende Abbildung zeigt dies beispielhaft fur einen Peak in der linken He-

misphare fur die Auswertung der 1,5 T-Messung.

Abbildung 5.21: Untersuchung der Aktivierungspeaks des auditorischen Tests, 1,5 T.Links: T1-Darstellung in SPM8. Mitte: Darstellung der Aktivierung in MRI-cron. Rechts: Brodmann-Areale in MRIcron.

Die Koordinaten aller Aktivierungspeaks, das jeweils aktivierte Brodmann-Areal und der

zugehorige T-Wert sind in folgender Tabelle zusammengefasst. Es wurde hierbei nach der

Lateralitat unterschieden und jeweils die Zahl der aktiven Voxel vermerkt.


Tabelle 5.5: Aktivierungspeaks des auditorischen Tests, 1,5 T.



x y z x y z x y z

linke Hemisphare - 155 aktive Voxel

-60 -16 2 -61 -16 2 31 110 74 22 13,21

-54 -20 4 -55 -20 4 38 106 76 22 9,02

rechte Hemisphare - 147 aktive Voxel

62 -16 0 61 -16 0 152 110 72 22 9,93

56 -12 2 55 -12 2 146 114 74 48 9,47

64 -22 6 63 -22 6 154 104 78 22 9,09

64 -6 2 63 -6 2 154 120 74 48 7,62

Es lag eine hauptsachliche Aktivierung der Brodmann-Areale 22 und 48 vor. Areal 22

ist das Wernicke-Areal, das fur das Sprachverstandnis zustandig ist. Dies konnte daraus

resultieren, dass in den vorgespielten Musikstucken auch Gesang vorkam, den die Proban-

den zu verstehen versuchten. Das Areal 48 hingegen kommt nicht in der Brodmann-Karte

vor. Daher konnte zu dessen Bedeutung keine Aussage getroffen werden und ist vermutlich

von untergeordneter Bedeutung. Die Areale 41 und 42, die das Horzentrum reprasentieren

und bei der auditorischen Wahrnehmung angeregt sein sollten, konnten in dieser Messung

nicht identifiziert werden. Die geringe Anzahl aktiver Voxel ließ sich bereits anhand der

Abbildung 5.19 vermuten und wurde hiermit quantitativ nachgewiesen. Ebenso bestatigte

sich, dass das globale Maximum in der linken Hirnhalfte lokalisiert war, wie an dem ma-

ximalen T-Wert zu erkennen war, der sich deutlich von den anderen Peaks abhob.

Analog erfolgte die Auswertung der 3 T-Messung, wie folgende Abbildung exemplarisch

zeigt.


Abbildung 5.22: Untersuchung der Aktivierungspeaks des auditorischen Tests, 3 T.Links: T1-Darstellung in SPM8. Mitte: Darstellung der Aktivierung in MRI-cron. Rechts: Brodmann-Areale in MRIcron.

Hier ließen sich folgende Aktivierungspeaks finden.

Tabelle 5.6: Aktivierungspeaks des auditorischen Tests, 3 T.



x y z x y z x y z

linke Hemisphare - 1028 aktive Voxel

-50 -20 4 -51 -20 4 40 106 76 48 12,15

-62 -34 12 -63 -34 12 28 92 84 22 9,90

-64 -22 8 -65 -22 8 27 104 80 22 8,69

-40 -28 2 -41 -28 2 50 98 74 48 8,19

-52 -4 -6 -53 -4 -6 38 122 66 22 8,04

-34 -34 12 -35 -34 12 56 92 84 41 7,88

-62 -24 0 -63 -24 0 28 102 72 21 7,35

rechte Hemisphare - 1347 aktive Voxel

54 -18 4 53 -18 4 144 108 76 22 13,55

62 -24 6 61 -24 6 152 102 77 22 12,12

52 -36 8 51 -36 8 142 90 80 22 11,18

54 -4 -2 53 -4 -2 144 122 70 22 10,67

48 -34 4 47 -34 4 138 92 76 21 9,84

58 2 -4 57 2 -4 148 128 68 38 9,54

Zusatzlich zu den Arealen 22 und 48 wurden hier die Areale 21, 41 und 38 identifiziert.

Areal 21 gehort ebenso wie Areal 22 zum Wernicke-Areal. Das Brodmann-Areal 41 re-

prasentiert die Heschl’schen Querwindungen, also das eigentliche Horzentrum. Ebenfalls


in Prozesse des Sprachverstandnisses involviert ist das hier aktivierte Areal 38. Dies ließ

die Messergebnisse plausibel erscheinen, da durch den auditorischen Test die entsprechend

wirksamen Areale aktiviert wurden.

Aus Tabelle 5.6 kann abgelesen werden, dass der maximale T-Wert und somit die ma-

ximale Aktivierung in der rechten Hirnhalfte registriert wurde. Die rechte Hemisphare

zeigte weiterhin eine etwa 25 % großere raumliche Ausdehnung als die linke. Worin sich

dieser Unterschied zwischen dem 1,5 - und dem 3 T-Gerat begrundete, war nicht klar. Auf

technische Grunde sollte es nicht zuruck zu fuhren sein, da alle Probanden angaben, dass

die Kopfhorer auf beiden Seiten gleich laut waren. Positiv war jedoch hervorzuheben,

dass das globale Maximum der Aktivierung bei 3 T hoher war als das unter 1,5 T. Dies

bestatigte die Annahme, dass sich im 3 T-Tomographen hohere BOLD-Signale erzielen

ließen. Dieser Aspekt wurde auch durch die Untersuchung des Signalverlaufs gestutzt. Im

Folgenden sind diese Zeitverlaufe im maximal angeregten Voxel exemplarisch fur einen

Probanden der Messreihe dargestellt.

Abbildung 5.23: 1st-level-Analyse der audito-rischen Aktivierung, 1,5 T.p < 0,001 (unc.), T = 3,17.

Abbildung 5.24: 1st-level-Analyse der audito-rischen Aktivierung, 3 T.p < 0,001 (unc.), T = 3,17.


Zu erkennen war in beiden Darstellungen der abwechselnde Verlauf von Ruhephasen und

aktiven Phasen. Uber alle Aktivitatsphasen gemittelt ergab sich ein maximaler BOLD-

Signalanstieg von 0,9 % bei 1,5 T und 1,1 % bei 3 T. Dieser Unterschied war sehr gering,

spiegelte aber die Aussage der Gruppenanalyse wider, bei der der maximale T-Wert der

Aktivierungspeaks fur 3 T ebenfalls nur geringfugig großer war als fur 1,5 T. Dennoch

waren die Ergebnisse positiv zu bewerten, da die 3 T-Messung sowohl hinsichtlich der

raumlichen Ausdehnung als auch der Starke der auditorischen Aktivierung schlussige Re-

sultate zeigte.

61

6 ZusammenfassungDie im Rahmen dieser Masterarbeit durchgefuhrten Messungen zeigten auf, inwiefern sich

die Ergebnisse von fMRT-Untersuchungen an einem 1,5 T- und einem 3 T-Tomographen

hinsichtlich qualitativer und quantitativer Merkmale unterschieden. Es wurde mit 20 ge-

sunden Probanden je ein motorischer und ein auditorischer Test an beiden Geraten durch-

gefuhrt. Die sich ergebenden Aktivierungen wurden jeweils auf ein MNI-Hirn normalisiert

und verglichen.

Der motorische Test brachte in der Gruppenanalyse an beiden Tomographen eine deutliche

Aktivierung im motorischen Kortex und im Kleinhirn hervor. Die Messergebnisse unter

1,5 T zeigten dabei die raumlich ausgedehntere und starkere Aktivierung im Motorkortex,

wahrend unter 3 T vor allem das Kleinhirn als Nebenareal starker aktiviert wurde. Anhand

der Einzelergebnisse von Probanden konnte der zeitliche BOLD-Signalverlauf dargestellt

und der prozentuale Signalanstieg verglichen werden. Die Gruppenanalyse hatte allerdings

die statistisch hohere Aussagekraft. So blieb die Schlussfolgerung, dass anhand der Ergeb-

nisse kein Vorteil darin zu finden war, solch einen motorischen Test am 3 T-Tomographen

anstatt am 1,5 T-Gerat durchzufuhren.

Die Repetitionszeit zeigte keinen merklichen Einfluss auf die Grauwerte der Aufnahmen.

Die Untersuchungen brachten jedoch anhand der statistischen Auswertungen hervor, dass

es sinnvoll war, am 1,5 T-Tomographen bei einer TR von 5 s zu messen und am 3 T-

Gerat bei 4 s. So konnte fur beide Varianten jeweils die intensivste Aktivierung mit der

großten Anzahl aktiver Voxel erzielt werden, weshalb diese Einstellungen kunftig bei mo-

torischen Tests so beibehalten werden sollten. In dieser Einzeluntersuchung ließ sich der

großte T-Wert der Aktivierungen entgegen der Gruppenanalyse bei 3 T finden. Weiter-

hin konnte anhand der geringeren prozentualen Standardabweichungen der Grauwerte am

3 T-Tomographen gezeigt werden, dass dieser das geringere Bildrauschen hatte. Eine er-

neute Untersuchung dieser Problematik als Gruppenstudie wurde hier mehr Aufschluss

geben und die statistische Sicherheit der Ergebnisse erhohen.

Bei der Auswertung des auditorischen Tests konnten mit Hilfe der FWE-Korrektur sehr

deutliche Unterschiede zwischen den Messergebnissen des 1,5 T- und 3 T-Tomographen

dargestellt werden. Die Messung am 3 T-Tomographen brachte dabei die fast zehnfache

Anzahl aktiver Voxel und auch den großten T-Wert aller Peaks hervor. Allerdings lag das

Maximum der Aktivierung laut der Gruppenanalyse fur den 1,5 T-Tomographen in der

linken Hemisphare, fur den 3 T-Tomographen hingegen in der rechten. Dieses Phanomen

trat bei den Einzelanalysen nicht immer auf, sodass es wohl keine technischen Grunde,

wie zum Beispiel Eigenschaften der elektrodynamischen Kopfhorer, dafur gab. Im 1,5 T-

62 KAPITEL 6 ZUSAMMENFASSUNG

Tomographen konnte im Gegensatz zum 3 T-Gerat in den Auswertungen keine Aktivie-

rung des Horzentrums nachgewiesen werden.

Die Automatisierung des auditorischen Paradigmas gelang nur mit Einschrankungen. Die

Kopplung zwischen dem 3 T-Tomographen und einem externen Laptop war jedoch er-

folgreich, sodass ein automatisierter Ablauf von Paradigmen moglich war. Dies ist fur

zukunftige Versuche zu empfehlen, um etwaige Fehler durch die manuelle Steuerung von

Paradigmen auszuschließen und bei der Wiederholung der Tests stets die gleichen Ver-

suchsbedingungen zu garantieren.

Die zu Beginn gestellte Frage, ob es sinnvoll ist, neurochirurgische Voruntersuchen am neu-

en 3 T-Magnetresonanztomographen durchzufuhren, kann aus genannten Ausfuhrungen

nicht allgemeingultig beantwortet werden. Zumindest bei auditorischen Tests ware dies

auf Grundlage der vorliegenden Ergebnisse von Vorteil. Fur motorische Paradigmen konn-

te mit dem 3 T-Tomographen jedoch gegenuber dem 1,5 T-Gerat kein Qualitatsgewinn

erzielt werden.

63

Literaturverzeichnis[1] A. Bresges: Die funktionale Magnetresonanztomographie als bildgebendes Verfahren

zur Bestimmung der Gehirnaktivitat bei der Losung kognitiver Aufgaben; Didaktik

der Physik, Fruhjahrstagung Regensburg; 2007.

http : //www.uni− due.de/imperia/md/content/ddph/artikel mrt− dpg.pdf ;

23.10.2012, 12:28 Uhr.

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[3] O. Dossel: Bildgebende Verfahren in der Medizin; Springer-Verlag Berlin Heidelberg;

2000.

[4] F. Schneider: Funktionelle MRT in Psychiatrie und Neurologie; Springer Medizin

Verlag Heidelberg; 2007.

[5] S. Huettel: Functional Magnetic Resonance Imaging; Sinauer Associates, Inc.; 2009.

[6] O. Speck: Warum 7 T-1H-MRT im Gehirn?; Journal fur Neurologie, Neurochirurgie

und Psychiatrie, 13(2), S. 90 - 97; 2012.

[7] B. Braun: Fehlaktivierungen in der funktionellen Magnetresonanztomographie:

Ursachen und mathematische Korrekturstrategien anhand von Simulationen und

Meßdaten; 2007. http : //edoc.ub.uni−muenchen.de/6463/1/Braun Bernhard.pdf ,

04.02.2013, 13:06 Uhr.

[8] Ubersicht uber die Brodmann-Areale;

http : //www.fmri− easy.de/brodmann ana.htm; 11.10.2012, 10:13 Uhr.

[9] J. R. Augustine: Human Neuroanatomy; Elsevier Inc.; 2008.

[10] Informationen uber die Blutzusammensetzung;

http : //flexikon.doccheck.com/de/Blut; 29.07.2013, 18:03 Uhr.

[11] Characterizing the BOLD Signal - the Hemodynamic Response Function (HRF);

http : //theclevermachine.wordpress.com; 05.12.2013, 11:23 Uhr.

[12] Informationen zu den genutzten elektrodynamischen Kopfhorern;

http : //www.mr − confon.de/; 22.10.2012, 13:27 Uhr.

[13] M. Knorgen: Vorlesung Bildgebende Verfahren in der Medizin; Sommersemester 2012;

ursprungliche Bildquelle unbekannt.

[14] Informationen uber den Gyrus precentralis;

http : //flexikon.doccheck.com/de/Gyrus precentralis, 21.08.2013, 11:02 Uhr.

64

[15] T. Nakai et al.: BOLD Contrast on a 3 T Magnet: Detectability of the Motor Areas;

Journal of Computer Assisted Tomography; 2001; S. 436 - 445.

[16] Bildquelle des Gyrus precentralis:

http : //de.wikipedia.org/wiki/Gyrus praecentralis; 21.08.2013, 10:53 Uhr.

[17] A. Victor: Wie bewertet man die p-Wert-Flut?; Deutsches Arzteblatt, Heft 4,

S. 50 - 56; 2010.

[18] G. J. Stanisz: MR Properties of Tissue at 3 T; Magnetic Resonance in Medicine,

Volume 54; 2005.

[19] F. Schick: Was konnen 3 T-Tomographen besser?; Radiologische Klinik, Universitat

Tubingen, Sektion fur Experimentelle Radiologie, Abteilung fur Diagnostische und

Interventionelle Radiologie; 2009.

http : //apps.drg.de/data/DOWNLOADS/roentgenkongress− 2009/Schick 3T

CT RK206 21mai09.pdf ; 22.08.2013, 10:04 Uhr.

Angaben zu den genutzten Programmen

SPM8

Statistical Parametric Mapping, MATLAB; Version 7.10.0.499 (R2010a)

MRIcron

MRIcron by Chris Rorden; Version 7 July 2012

syngo MR

Version syngo MR A35; Copyright SIEMENS AG 2009

Origin

OriginPro 8G SR3; OriginLab Corporation, v8.0932 (B932)

Presentation

Presentation Version 14.7 Build 11.10.10; Neurobehavioral Systems, Inc.

65

AnhangEs folgt der Quelltext zu dem unter Abschnitt 3.5.1 beschriebenen Programm, das eine

automatisierte Durchfuhrung des auditorischen Tests mit den genannten Einschrankungen

ermoglicht. Als Beispiel wurde die Rockmusik gewahlt. In roter Schrift und durch”#“

eingeleitet finden sich Kommentare, die den Aufbau des Programms etwas erlautern.

######### Gruppe Rock #########

### Header ###

response matching = simple matching; # Programmantwort erfolgt nach Stimulus

default font size = 50; # Schriftgroße

response logging = log all; # Programmschritte werden in einem log-File dokumentiert

active buttons = 1; # Anzahl aktiver Schalter

button codes = 1; # Zuweisung der aktiven Schalter

pulse width = 10; # Stimulusdauer in ms

### SDL-Part ###

begin;

array {sound{wavefile{filename =

”Rock 1 t.wav”;}; description =

”TM 1“;}sound0; # erstes tanzbares Lied

sound{wavefile{filename =”Rock 2 n.wav”;}; description =

”NTM 1“;}; # erstes nichhtanzbares Lied

sound{wavefile{filename =”Rock 3 t.wav”;}; description =

”TM 2“;}; # zweites tanzbares Lied


”NTM 2“;}; # zweites nichttanzbares Lied


”TM 3“;}; # drittes tanzbares Lied


”NTM 3“;}; # drittes nichttanzbares Lied


”TM 4“;}; # viertes tanzbares Lied


”NTM 4“;}; # viertes nichttanzbares Lied

} sounds; # Definitionsfeld der Muskdateien

trial {

trial type = specific response; # spezifischer Stimulus wird benotigt

terminator button = 1; # Stimulusdefinition in den Einstellungen

trial duration = forever; # Trial endet erst durch nachsten Stimulus

nothing {};

port code = 1; # Definition des Ports im Log-File

code =”Ruhe“; # Name des Ports im Log-File

code width = 10; # Dauer der Portausgabe in ms

time = 0; # Zeitverzogerung der Aktion nach dem Scan

nothing {};

66

port code = 32;

code =”Trigger Reset“;

code width = 10;

time = 1000;

}trial1; #Ruhephase

trial {

trial type = specific response;

terminator button = 1;

trial duration = forever;

stimulus event {sound sound0; # Zugriff auf Definitionsfeld der Musikdateien

duration = 28000; # Dauer der Musikdatei

time = 0;

} event1;

nothing {};

port code = 32;


code width = 10;

time = 1000;

}trial2; # aktive Phase

trial {

trial type = specific response;

terminator button = 1;

trial duration = forever;

nothing {};

port code = 32; # Trigger Reset ueber parallel Port 6 (Pin 7)


code width = 10;

deltat = 100;

}wait trial; # Dummy Scans

67

### PCL-Part ###

begin pcl;

wait trial.present();

loop int l = 1 until l > 8 begin

loop int s = 1 until s > 14 begin

if s == 1 then # Schritt 1/14 - Ruhephase startet

display window.erase(); # Vorbelegung des Displays loschen

display window.set text color( 0, 255, 0 ); # Definition der Schriftfarbe

display window.set text size( 50 ); # Definiton der Schriftgroße

display window.draw text(”Ruhe”); # Anzeige auf Display

trial1.present(); # Start von Trial 1

end;

if s > 1 && s < 8 then # Schritt 2/14 bis 7/14 - Ruhe beibehalten

display window.erase();

display window.set text color( 0, 255, 0 );

display window.set text size( 50 );

display window.draw text(”Ruhe“);

trial1.present();

end;

if s == 8 then # Schritt 8/14 - Musik startet

event1.set stimulus( sounds[l] ); # Auswahl des Musikstucks anhand der Laufvariable l

event1.set event code( sounds[l].description() ); # Definition des Anzeigenamens




display window.draw text(sounds[l].description());

trial2.present();

end;

if s > 8 && s < 14 then # Schritt 9/14 bis 14/14 - Musik spielt weiterhin

event1.set stimulus( sounds[l] );

event1.set event code( sounds[l].description() );




display window.draw text(sounds[l].description());

trial2.present();

end;

s = s + 1

end;

l = l + 1

end

Hiermit versichere ich, diese Arbeit selbst geschrieben und nur die angegebenen Quellen

verwendet zu haben.

Halle, d. 03.09.2013 Sabrina Lehmann

Qualit atsvergleich in der funktionellen MRT zwischen 1,5T und 3T · 2016-08-26 ·...

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