Der Einsatz von funktioneller

Magnetresonanztomographie (fMRT) zur

Erforschung der supraspinalen

Bewegungskontrolle

Zulassungsarbeit

in der Bewegungswissenschaft

des

Instituts für Sport und Sportwissenschaft

in Freiburg im Breisgau

Vorgelegt von

Malte Uhde

Bearbeitungszeitraum: 01. Dezember 07 bis 01. April 08

Freiburg, den 29.03.2008

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Kurzfassung

2

Kurzfassung

Die neuronalen Prozesse des menschlichen Gehirns sind Forschungsgegenstand vieler

verschiedener Wissenschaften. Für die Bewegungswissenschaft ist es von Interesse, wie

unser Gehirn die Anforderungen der sportlichen Aktivität bewältigt. Leider ist die Funk-

tionsweise des Gehirns nicht leicht einsehbar. Dies ist natürlich auf die Unzugänglich-

keit und die Komplexität dieser Struktur zurückzuführen, jedoch auch auf die Tatsache,

dass die Methodik zur Erforschung des Gehirns noch nicht ausreichend entwickelt ist.

Die funktionelle Magnetresonanztomographie (fMRT) scheint die Darstellung von sup-

raspinalen Prozessen der Bewegungskontrolle unter physiologischen Umständen mög-

lich zu machen. Die vorliegende Arbeit erläutert die Funktionsweise, verdeutlicht die

Möglichkeiten und Einschränkungen der Methode und bewertet die Anwendbarkeit der

fMRT zur Erforschung der supraspinalen Bewegungskontrolle.

Die Arbeit zeigt, dass die Methode geeignet ist die Bewegungswissenschaft bei der

Erforschung der supraspinalen Bewegungskontrolle zu unterstützen. Potentiell kann

man mit Hilfe der fMRT Trainingsempfehlungen generieren und motorisches Lernen

kontrollieren. Es ist zu erwarten, dass die bisher erzielten Ergebnisse weitere Nachfor-

schungen mit der Methode anregen werden und sich die fMRT bei sportwissenschaftli-

chen Experimenten etablieren wird. Vor allem die Kombination von fMRT mit anderen

Methoden wird einen genaueren Einblick in die neuronalen Prozesse des Gehirns er-

möglichen und damit ein besseres Verständnis für die supraspinale Bewegungskontrol-

le schaffen.

Schlagwörter:

funktionelle Magnetresonanztomographie, supraspinale Bewegungskon-

trolle, bewegungswissenschaftliche Methoden, motorisches Lernen.

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Inhaltsverzeichnis

3

Inhaltsverzeichnis

Kurzfassung 2

Inhaltsverzeichnis 3

Abbildungsverzeichnis 7

Tabellenverzeichnis 12

Einführung 13

1

Erforschung der supraspinalen Bewegungskontrolle 16

1.1

Motorische Kontrolle 16

1.2

Strukturen der supraspinalen Bewegungskontrolle 17

1.3

Mechanismen der supraspinalen Bewegungskontrolle. 19

1.4

Methoden zur Erforschung der supraspinalen Bewegungskontrolle 19

1.5

Die funktionale Magnetresonanztomographie 19

1.6

Positronen-Emmissions-Tomographie 20

1.7

Elektroencephalographie und Magnetencephalographie 20

1.8

TMS 21

1.9

Kombination von Methoden 21

1.10 Geschichte der MRT und fMRT 23

1.11 Entwicklung zur BOLD-fMRT 25

2

Physikalische Grundlagen der fMRT 27

2.1

Grundlage der Magnetresonanztomographie 27

2.2

Kerneigenschaften 27

2.3

Kernspin 28

2.4

Kernmagnetismus 29

2.4.1 Das magnetische Kernmoment 29

2.4.2 Das gyromagnetische Verhältnis 30

2.5

Ausnutzung des Kerneigenschaften für die MRT 31

2.6

Wasserstoff in der MRT 33

2.7

Der Kernspin im biologischen Gewebe 33

2.8

Der Kernspin im Magnetfeld 34

2.9

Das magnetische Grundfeld 34

2.10 Ausrichtung der Kernspins im Magnetfeld 35

2.10.1 Die Boltzmann-Verteilung 36

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Inhaltsverzeichnis

4

2.11 Längsmagnetisierung 36

2.11.1 Der Gesamtmagnetisierungsvektor 37

2.12 Präzession der Kernspins 38

2.12.1 Die Larmor-Frequenz 38

2.13 Zusammenfassung Kernspin 39

2.14 Kernmagnetresonanz 40

2.15 Resonanzbedingung 41

2.16 Prinzipieller Aufbau eines MR-Experiments 41

2.17 Ablauf des MR-Experiments 42

2.17.1 Probe im Magnetfeld 42

2.17.2 Überlagerung mit der Hochfrequenzstrahlung 43

2.17.3 Anregung der Kernspins 44

2.17.4 Synchronisation der Kernspins 44

2.17.5 Der Flipwinkel 45

2.17.6 Beendigung der HF-Einstrahlung und Signalempfang 47

2.17.7 Das HF-Signal der Probe 47

2.18 Protonendichte 47

2.19 Die Relaxationsprozesse 47

2.19.1 Die Längsrelaxation 47

2.19.2 Die Querrelaxation 48

2.19.3 T2* Relaxationszeit 50

2.20 Einfluss der Elektronenhülle 50

2.20.1 Magnetische Eigenschaften von Gewebe 50

2.20.2 Die chemische Verschiebung 51

2.21 Diffusion und Perfusion 52

2.22 Zusammenfassung Magnetresonanz 53

3

Bildgebung 54

3.1

Der MR-Tomograph 54

3.1.1 Magnet 55

3.1.2 Hochfrequenzsystem 55

3.1.3 Gradientensystem 55

3.1.4 Rechnereinheit 56

3.2

Abbildungsverfahren in der MRT 56

3.2.1 Sequenzen 56

3.2.2 Bildgewichtung 56

3.3

Bildkontraste 56

3.3.1 Protonendichte Kontrast 57

3.3.2 Die T1 gewichtete Aufnahme 57

3.3.3 Die T2 gewichtete Aufnahme 58

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Inhaltsverzeichnis

5

3.3.4 Die T2* gewichtete Aufnahme 59

3.3.5 Auswahl der Bildgewichtung 60

3.4

Ortskodierung 61

3.4.1 Selektive Schichtanregung 61

3.4.2 Frequenzkodierung 62

3.4.3 Phasenkodierung 63

3.4.4 Die Fourier-Transformation 65

3.5

Messsequenzen 65

3.6

Spin-Echo-Technik 65

3.7

Gradienten-Echo-Technik 66

3.8

Echoplanar-Imaging-Technik 67

3.9

Zusammenfassung der Bildgebung 68

4

Funktionelle Magnetresonanztomographie 69

4.1

Aufbau: fMRT 69

4.2

Hypothetische Basis der fMRT 69

4.3

Hämodynamik 69

4.4

BOLD-fMRT 70

4.5

Der BOLD-Kontrast 71

4.6

Die Ausnutzung des BOLD-Kontrasts 73

4.7

Studien am Menschen 74

4.8

Abhängigkeit des BOLD-Effekts von physikalischen Parametern. 74

4.8.1 Abhängigkeit von der Konzentration des Desoxyhämoglobins. 74

4.8.2 Abhängigkeit des BOLD-Signals vom Magnetfeld 75

4.8.3 Abhängigkeit des BOLD-Signals von der Gefäßstruktur 76

4.8.4 Abhängigkeit des BOLD-Signals von der Reizgestaltung 76

4.9

Signal zu Rausch Verhältnis 77

4.10 Bewegungsartefakte 78

4.11 SNR bei verschiedenen Magnetfeldstärken 79

4.12 Geeignete Messmethoden 80

4.13 Paradigmen 81

4.13.1 Vor- und Nachteile der Experimentdesigns 84

4.13.2 Fazit Experimentdesigns 85

4.14 Analyse der fMRT-Daten 86

4.15 Datenbänke und Programme 89

4.16 Der physiologische Ursprung der BOLD-fMRT 89

4.17 Energiestoffwechsel der Neuronen im Gehirn 92

5

fMRT und Bewegungsforschung 94

---

Inhaltsverzeichnis

6

5.1

Bewegungsrelevante fMRT-Studien 94

6

Diskussion 133

6.1

Ergebnisse 141

6.2

Fazit der Diskussion 142

7

Schluss 143

7.1

Fazit 144

7.2

Ausblick 145

7.3

Danksagung 145

Literaturverzeichnis 146

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Abbildungsverzeichnis

7

Abbildungsverzeichnis

Abbildung 1: Motorische Regionen des Kortex erstellt durch fMRT Datenanalyse.

Primär-motorischer Kortex (M1), supplementär motorische Kortices (SMA

proper, pre-SMA), prämotorische Kortices (PMd, PMv), Primär-sensible

Areale (S1) (Mayka, 2006). 18

Abbildung 2

:

Methoden im Vergleich: Zeitliche und räumliche Auflösung

bestimmen die Einsetzbarkeit der Methode. fMRT (gelb), kann z.B. nicht

allein für die Beobachtung von einzelnen Neuronen eingesetzt werden

(Gazzaniga, 2004). 22

Abbildung 3: Kombinierte Anwendung von fMRT und TMS ermöglicht die

Untersuchung der Art und die Lokalisation der Aktivierung, die durch eine

Handbewegung verursacht wird: Aktivierung in den contralateralen (fetter

Pfeil) und ipsilateralen (dünner Pfeil) Repräsentationen der Hand lokalisiert

durch fMRT. Durch die TMS kann die Art der Aktivierung (Hemmung oder

Erregung) untersucht werden (Krings, 2001). 23

Abbildung 4: Kernspin als Dipolmagnet (Frings & Baumann, 2007). 29

Abbildung 5: Rotation von positiver Ladung erzeugt ein magnetisches Kernmoment

r

dessen Ausrichtung µr kolinear mit der Drehachse des Kernspins ist

(Brix, 2006). 30

Abbildung 6: Schematische Darstellung eines Heliumatoms. Es besitzt zwei

Neutronen und zwei Protonen. Die Einzelspins der Nukleonen heben sich

gegenseitig auf. Nicht direkt im MR-Experiment nachweisbar (Frings,2007)... 32

Abbildung 7: Bei ungerader Nukleonenzahl, ergibt sich ein Gesamtspin. Dieser

Spin wird im MR-Experiment ausgenutzt und in der Kernspintomographie

dargestellt (Frings & Baumann, 2007) 32

Abbildung 8: Ungeordnete Ausrichtung der Kernspins oder Entropie der Kernspins

ohne extern angelegtes Magnetfeld in biologischem Gewebe. Die

magnetischen Momente im Volumenelement kompensieren sich gegenseitig

(Frings & Baumann, 2007). 34

Abbildung 9: Mögliche energetische Zustände der Kernspins im statischen

Magnetfeld: parallele (m = +1/2) und antiparallele (m =-1/2) Ausrichtungen

zu B0 (Levitt, 2006 ; Brix, 2006). 36

Abbildung 10: Überwiegende parallele Orientierung der Kernmomente (m=+1/2)

ist Ursprung für makroskopische Längsmagnetisierung mit der Größe

r

(Brix, 2006). Die Ausrichtung der Gesamtmagnetisierung entspricht der

0

r

Längsmagnetisierung 37

0

Abbildung 11: Vergleich zwischen mechanischem und atomarem Kreisel (Brix,

2006). Durch den Drehimpuls L wird der mechanische Kreisel vor dem

Umkippen bewart. Seine Präzessionachse wird durch den Vektor der

Schwerkraft G dargestellt. Beim atomaren Kreisel wird G durch B0 ersetzt.

Das mit dem Drehimpuls verbundene magnetische Kernmoment präzediert

um die Feldlinien von B0. 38

Abbildung 12: Darstellung des Verhaltens der Kernspins im Magnetfeld. Die in

Larmor-Frequenz präzedierenden Kernspins richten sich Ihrer Quantenzahl

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Abbildungsverzeichnis

8

m entsprechend parallel oder antiparallel aus. Die parallele Ausrichtung

überwiegt und es entsteht eine Längsmagnetisierung der Probe. Diese wird

r

durch die makroskopische Magnetisierung beschrieben M. Ihr Vektor ist

r

parallel zum Vektor des Grundfeldes . 40

0

Abbildung 13: Übergang in höheren energetischen Zustand ( von m=+1/2 zu m=-

1/2). Dadurch wird das Verhältnis der Ausrichtungen zu Gunsten der

antiparallelen verändert. Dies bedeutet eine Auslenkung aus dem

Grundzustand (thermischen Gleichgewicht) und eine Abnahme der

Längsmagnetisierung. 41

Abbildung 14: Prinzipieller Aufbau eines MR-Experiments. System aus

magnetischem Grundfeld Bo und Probe. Sender- und Empfängereinheit mit

HF-Spule. HF-Impuls ist nicht eingeschaltet. 42

Abbildung 15: Impulsabhängiger Aufbau der Quermagnetisierung durch

Phasensynchronisation (Schnell, 1998). 44

Abbildung 16: Stationäres Bezugssystem links, rotierendes Bezugssystem rechts

(Schnell, 1998). 45

Abbildung 17: Komponenten der Gesamtmagnetisierung M. Sie setzt sich aus

längsmagnetischen Anteil Mz und dem quermagnetischen Anteil Mxy

zusammen. Der Flipwinkel wird durch den Winkel von M zwischen z-

Achse und xy-Ebene dargestellt (Schnell, 1998). 46

Abbildung 18: Eine 90° Auslenkung von M wird als 90° Impuls bezeichnet

(Schnell, 1998). 46

Abbildung 19: Der Verlauf der Längsrelaxation nach einem 90° Impuls wird durch

eine exponentielle Funktion dargestellt. T1 ist die Zeit, die benötigt wird bis

die Längsmagnetisierung wieder auf 63% des Ausgangswertes von Mz

zurückgekehrt ist (Brix, 2006). 48

Abbildung 20: Der allmähliche Verfall der Quermagnetisierung durch

Dephasierung (Schnell, 1998) 49

Abbildung 21: Der Verfall der Quermagnetisierung nach einem 90° Impuls mit der

Zeitkonstanten T2 (Brix, 2006). 49

Abbildung 22: Eine diamagnetische Probe bewirkt eine Abnahme des induzierten

Grundfeldes B0 51

Abbildung 23: Eine paramagnetische Probe bewirkt eine lokale Zunahme des

induzierten Grundfeldes B0 51

Abbildung 24: Ein 1,5T MR-Tomograph. (Siemens, 2003).

http://www.medical.siemens.com 54

Abbildung 25: Coronale und sagittale T1 Aufnahme. Knochen und weiße Hirnmasse

wird hell, Flüssigkeit dunkel dargestellt (Johnson & Becker, 1999). 58

Abbildung 26: Coronale und sagittale T2 Aufnahme. Flüssigkeit wird hell

dargestellt. Deutlicher Kontrast zwischen Weißer und grauer Hirnmasse

(Johnson & Becker, 1999). 59

Abbildung 27: Unterschiedliche T1 und T2 Verlaufskurven für CSF (Cerebro-

Spinal-Flüssigkeit), Fett, grauer und weißer Hirnsubstanz. Der T2 Verfall

zeigt keine deutlichen Unterschiede zwischen grauer und weißer Substanz:

Gewebekontrast minimal. Die T1 Relaxation zeigt einen relativ großen

Unterschied zwischen den Verlaufskurven. Die weiße Hirnsubstanz erreicht

nach ca. 2800ms, die graue Substanz nach ca. 4000ms den Grundzustand:

der Gewebekontrast wird deutlich (Schnell, 1998) 60

---

Abbildungsverzeichnis

9

Abbildung 28: Einsatz eines Gradienten zur Selektion einer Schicht innerhalb der

Probe. Veränderung der Magnetfeldstärke innerhalb der Schicht: B0 +GS=

BS. Nur die Schicht mit der Magnetfeldstärke BS erfüllt dann die

Resonanzbedingung. 62

Abbildung 29: Sequenzschema der Schichtselektion. Der Gradient GS wird

während des HF-Impulses eingestrahlt (Ludwig, 2002). Die Abbildung zeigt

den Gradient mit zwei unterschiedlichen Polungen. Die Wirkung des

Gradienten wird durch einen zweiten Gradienten ausgeglichen, so dass die

Relaxationsprozesse im gesamten Volumen unter den gleichen Bedingungen

Ablaufen 62

Abbildung 30: Frequenzkodierung innerhalb der selektierten Schicht durch einen

Gradienten der parallel zur x-Achse ausgerichtet ist. 63

Abbildung 31: Sequenzschema einer Frequenzkodierung am Beispiel einer

Gradienten-Echo-Sequenz (Ludwig, 2002). 63

Abbildung 32: Phasenkodierung entlang der y-Achse durch Phasenkodiergradienten

GP. 64

Abbildung 33: Beispielsequenz mit Schicht-, Lese- und Phasengradient (Ludwig,

2002). 65

Abbildung 34: Beispiel einer Spin-Echo-Sequenz (SE). Der 180° Impuls wird bei

TE ½ zugeschaltet. Das empfangene Echo bei TE nimmt mit der

gewebespezifischen T2 Konstanten ab. Das FID zerfällt mit T2*. Im unteren

Teil der Abbildung ist die invertierende Wirkung des

Refokussierungsimpulses dargestellt. Bei TE sind die Kernspins erneut in

Phase (Schnell, 1998) 66

Abbildung 35: Beispiel einer Gradienten-Echo-Sequenz (GRE). Der Gradient der

Frequenzkodierung wird zunächst mit negativer Polung und dann bei TE mit

positiver Polung geschaltet. Das empfangene Signal stammt nur aus einer

bestimmten Schicht und ist frequenz- und phasenkodiert. Die TR ist doppelt

so lange wie TE (Schnell, 1998). 67

Abbildung 36: EPI-Sequenz. Die Sequenz enthält alle Gradienten zur räumlichen

Kodierung: einen Schichtgradient GS, mehrere Frequenz- oder

Lesegradienten GR mit wechselnder Polung und Phasengradienten GP.

Während einer Sequenz werden so viele Datenpunkte ausgelesen wie

Lesegradienten geschaltet werden (Ludwig, 2002). 68

Abbildung 37: Verlauf der BOLD-Signalantwort (relativer Signalunterschied) auf

einen Stimulus (grauer Balken x-Achse). Der anfängliche Signalabfall wird

eventuell schnelle fMRT-Methoden ermöglichen. Signal ca. 7 s nach

Stimulusende abgeklungen (Marcar & Loenneker, 2004). 71

Abbildung 38: Ursprung des BOLD-Kontrasts: Arterielles, sauerstoffreiches Blut

(hoher Sauerstoff Partialdruck) erzeugt hohes MR-Signal. Die magnetischen

Eigenschaften des Blutes führen zu keinen Schwankungen des

Magnetfeldes. Im Gegensatz zu venösem, sauerstoffarmen Blut, das durch

den hohen Anteil an desoxygeniertem Hämoglobin einen großen

Suszeptibilitätsunterschied zum umgebenden Gewebe aufweist. Durch die

Feldinhomogenitäten wird die Abnahme des MR-Signals beschleunigt

(Gore, 2003). 72

Abbildung 39: Abhängigkeit der Signalveränderung (BOLD-Effekt) von der

Frequenz des Stimulus. Die Signaländerungen wurden in der Studie mit den

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Abbildungsverzeichnis

10

Ergebnissen von PET-Messungen verglichen. Die Korrelation zu den MR-

Messungen zeigt sich in der Grafik (Belliveau, 1992) 77

Abbildung 40: Der Signalintensitätsverlauf über die Zeit. Das Rauschverhalten

ohne Stimulus wird berechnet. Anschließend wird das gemittelte

Rauschverhalten von dem Signalausschlag abgezogen (Sharma & Sharma,

2004). 77

Abbildung 41: Fixation des Kopfes zur Minimierung der Bewegungsartefakte bei

der MR-Datenauslese. Der Einsatz von thermoplastischen Masken erzielt

gute Ergebnisse, stellt jedoch hohe Ansprüche an die Probanden/

Probandinnen (Huettel, 2004). 79

Abbildung 42: Abhängigkeit des SNR von der Magnetfeldstärke im Vergleich mit

anderen Parametern, wie der MR-Signalintesität. Es wird gezeigt, dass das

SNR nicht beliebig mit der Magnetfeldstärke gesteigert werden kann

(Huettel, 2004). 80

Abbildung 43: Aufnahme des MRT Signals in Ruhe- (II) und Reizphase (I). Nach

der Datenaufnahme können die Beiträge der Voxel analysiert werden.

Beobachtet wird das Signalverhalten der Voxel i bzw. ii in den

Stimulationsphasen (Gore, 2003) 82

Abbildung 44: Zeitaufgelöste MRI Aufnahmen des Gehirns bei visueller

Stimulation. Ein bei Dunkelheit aufgenommener Datensatz (baseline) wird

von den folgenden Datensätzen in der OFF-Phase (Dunkelheit) und der ON-

Phase (Stroboskop bei 8HZ) subtrahiert. Die hellen Punkte zeigen Voxel mit

erhöhtem BOLD-Signal. Die aktivierten Voxel korrelieren räumlich mit der

Lage des visuellen Kortex (Belliveau, 1992) 83

Abbildung 45: Statistische Karte einer Untersuchungsgruppe. Der Reiz besteht aus

verschiedenen Greifbewegungen. Diese Darstellung beinhaltet: Analyse der

aktivierten Voxel. Metalltemperaturfarbskala: Voxel der höchsten

wahrscheinlichen Aktivität werden weißglühend dargestellt. Die gemittelten

funktionalen Daten werden einem Standardgehirn des Montréal

Neurological Institut (MNI) überlagert. Die T1 -Darstellungen zeigen a) eine

sagittale, b) axiale c) coronale Schnittebene. In d) sind die erwarteten

Kontrastwerte auf die unterschiedlichen Stimuli abgebildet (Bengliomini,

2007). 88

Abbildung 46: Die Verbindung zwischen neuronaler Aktivität zum BOLD-Signal

ist indirekt. Die Erforschung der physiologischen Prozesse (2&3) ist

notwendig für die Interpretation der BOLD-Antwort (Arthurs & Boniface,

2002). 91

Abbildung 47: (A) Aktivierung des primär motorischen Kortex (M1) durch

alternierende Kontraktionsaufgabe der contralateralen Hand (B). Die hellen

Pixel (siehe Pfeil) zeigen eine signifikante Änderung der Signalintensität

(SI). 97

Abbildung 48: Umriss der statistisch erzeugten motorischen Areale: Primär-

motorischer Kortex (M1), supplementär motorische Kortices (SMA proper,

pre-SMA), prämotorische Kortices (PMd, PMv), Primär-sensible Areale

(S1) 100

Abbildung 49:

Mögliches Schema der ipsilateralen Kontrolle im Kindes-,

Erwachsenenalter und durch Läsion von Nervengewebe im Gehirn. Im

Kindesalter (childhood) sind der primär-motorische Kortex (M1) und der

prämotorische Kortex (PM) gleichermaßen an der ipsilateralen Kontrolle

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