3 Methoden

3.1  Überblick über den Untersuchungsplan

↓18

Untersucht wurden IBS-Patienten und gesunde Kontrollprobanden beiderlei Geschlechts. Die Untersuchung wurde wie in Abb. 3.1-1 gezeigt in zwei Sitzungen durchgeführt: einem Termin zur Bestimmung der Wahrnehmungsschwellen und einem Termin im MR-Scanner. Patienten kamen zur ersten Sitzung erst, nachdem strukturelle Erkrankungen des Gastrointestinaltraktes und Begleiterkrankungen ausgeschlossen worden waren. Bei Probanden wurde zu Beginn der ersten Sitzung eine Anamnese erhoben und eine körperliche Untersuchung durchgeführt. Dann wurden die rektalen Wahrnehmungsschwellen bestimmt. Bei der ersten Sitzung erfolgte außerdem für alle Teilnehmer ein klinisch-psychiatrisches Interview.

Die zweite Sitzung fand frühestens am übernächsten Tag statt, spätestens aber drei Wochen nach dem ersten Termin. Hier wurde die cerebrale Anwort auf rektale Stimulation unterschiedlicher Intensität erfaßt. Daneben wurden anatomische Bilder des Kopfes angefertigt und – im Rahmen einer anderen Studie – die cerebrale Reaktion auf affektive und neutrale akustische Reize gemessen. Die Datenauswertung erfolgte räumlich und zeitlich getrennt von der Untersuchung. Alle Sitzungen wurden zwischen dem 1.11.2002 und dem 19.5.2003 durchgeführt.

↓19

Abb. 3.1-1: Untersuchungsablauf

3.2 Probanden

3.2.1  Anwerbung

Patienten mit Reizdarmsyndrom wurden aus der Sondersprechstunde Motilität der Medizinischen Klinik mit Schwerpunkt Hepatologie und Gastroenterologie der Charité, Campus Virchow-Klinikum angeworben. Gesunde Kontrollprobanden wurden per Aushang in der Fakultät und über Zeitungsannoncen rekrutiert und erhielten eine Aufwandsentschädigung von insgesamt 120 Euro für die zwei Termine.

3.2.2 Ein- und Ausschlußkriterien

Tab. 3.2-1: Rom-II-Kriterien zur Diagnose eines Reizdarmsyndroms (IBS)

Innerhalb der letzten 12 Monate mindestens 12 Wochen, die nicht unbedingt in Folge sein müssen, abdominelles Unwohlsein oder Schmerzen mit zwei der drei folgenden Eigenschaften:

Verschwinden mit der Defäkation

Auftreten assoziiert mit einer Veränderung der Stuhlfrequenz

Auftreten assoziiert mit einer Veränderung der Stuhlbeschaffenheit

Außerdem Fehlen von strukturellen oder Stoffwechselstörungen, die die Beschwerden erklären könnten

↓20

In die Untersuchung eingeschlossen wurden Probanden beiderlei Geschlechts zwischen 25 und 65 Jahren. Bei Patienten wurde die Diagnose eines IBS durch einen erfahrenen Gastroenterologen gestellt und anhand der Rom-II-Kriterien verifiziert (Thompson et al., 00). Die Rom-II-Kriterien sind in Tab. 3.2-1 zusammengefaßt. Zum Ausschluß von strukturellen Erkrankungen wurden bei allen Patienten folgende Untersuchungen durchgeführt: Anamnese und körperliche Untersuchung, Blutbild, Elektrolyte, Transaminasen, Retentionsparameter, Abdomensonographie, Gastroduodenoskopie mit tiefen Biopsien und Kolonoskopie mit Biopsien. Bei Vorliegen entsprechender Beschwerden wurden Pankreasfunktionstests und H2-Atemtests zur Diagnose einer Kohlenhydratmalabsorption durchgeführt. Keiner der Patienten litt an einer strukturellen Erkrankung des Verdauungstrakts oder an einer diätsensiblen Kohlenhydratmalabsorption. Ausschlußkriterien für gesunde Kontrollprobanden wie für IBS-Patienten waren das Vorliegen einer akuten Erkrankung oder einer floriden Systemerkrankung. Insbesondere wurde sichergestellt, daß an den Untersuchungsterminen keine akute Schmerzsymptomatik – ausgenommen gastrointestinale Beschwerden bei IBS-Patienten – bestand. Zur Kontrolle von psychischen Begleiterkrankungen wurde das Diagnostische Interview bei Psychischen Störungen (DIPS) (Margraf et al., 91) durchgeführt, ein strukturiertes klinisches Interview, das auf dem Anxiety Disorders Interview Schedule (DiNardo und Barlow, 88) basiert, sich am diagnostisch-statistischen Manual der American Psychiatric Association, 3. Ausgabe (DSM-III) (American Psychiatric Association (Ed.), 87) orientiert und kompatibel ist mit dem DSM IV (American Psychiatric Association (Ed.), 94). Keiner der Studienteilnehmer litt an einer begleitenden psychischen Erkrankung.

3.2.3 Stichprobenzusammensetzung

Nach Ausschluß von unbrauchbaren Daten aufgrund von Bewegungsartefakten wurden 8 Patienten und 8 Kontrollprobanden in die Datenauswertung eingeschlossen. In beiden Gruppen befanden sich je 5 weibliche und 3 männlicheProbanden. Das Altersmittel der IBS-Patienten zum Untersuchungszeitpunkt lag bei 41,3 Jahren (27 – 64 Jahre, SD 13,4 Jahre), das der gesunden Kontrollen bei 39,4 Jahren (24-54 Jahre, SD 12,8 Jahre). Alle Probanden waren Rechtshänder.

3.2.4 Stichprobenmerkmale

Zur Kontrolle von Stichprobenmerkmalen wurden folgende Persönlichkeitsmerkmale erfragt:

↓21

Die deutsche Form des State-Trait-Angstinventars (STAI; Unterform X2) (Laux et al., 81) diente der Erfassung von Ängstlichkeit (trait-Angst). Der Testsummenwert korreliert im mittleren Bereich (um r = .70) mit Maßen der Depressivität, Neurotizismus und körperlichen Beschwerden.

Die deutsche Form von Beck’s Depressions-Inventar (BDI) (Hautzinger et al., 94) ist eine Skala zur Erfassung von Depressivität. Testsummenwerte über 17 gelten als klinisch relevant. Einer der Patienten wies klinisch relevante Testwerte auf.

Die deutsche Form des NEO-Fünffaktoreninventars (NEO-FFI) (Borkenau und Ostendorf, 93) ist ein Persönlichkeitsinventar mit dem Anspruch, Persönlichkeitsmerkmale erschöpfend zu messen.

↓22

Die Kurzversion des Streßverarbeitungsfragebogens (SVF 78) (Janke und Erdmann, 97). In diesem Inventar werden Streßverarbeitungsstrategien (sog. Coping-Strategien) abgefragt. Hierfür liegen keine Normwerte vor.

Obwohl Patienten deskriptiv höhere Werte für Ängstlichkeit und Depression aufwiesen als Gesunde, unterschieden sie sich in keinem der Persönlichkeitsmaße signifikant von Gesunden.

Patienten und Gesunde zeigten signifikant höhere Werte für Extraversion und Gewissenhaftigkeit als die Normalbevölkerung. Patienten, nicht aber Gesunde zeigten niedrigere Werten für Offenheit für Erfahrungen als Gesunde.

↓23

Tab. 3.2-2: Persönlichkeitsmerkmale (außer SVF78) der untersuchten Stichprobe.

N

Gesunde

IBS-Patienten

Referenzwert

IBS vs. Ges.

STAI X2

8/8

34.8

±

6.1

41.3

±

11.0

35.7

±

9.4

n.s.

BDI

8/8

5.4

±

5.3

8.7

±

4.4

6.5

±

5.2

n.s.

NEO: Neurotizismus

6/8

1.7

±

0.5

2.2

±

0.6

1.8

±

0.7

n.s.

NEO: Extraversion

6/8

2.8*

±

0.4

2.6(*)

±

0.3

2.4

±

0.6

n.s.

NEO: Offenheit

6/8

2.5

±

0.5

2.4*

±

0.3

2.7

±

0.5

n.s.

NEO: Verträglichkeit

6/8

2.4

±

0.6

2.4

±

0.3

2.4

±

0.5

n.s.

NEO: Gewissenhaftigkeit

6/8

3.0(*)

±

0.6

3.2**

±

0.5

2.6

±

0.6

n.s.

Alle Werte sind als Mittelwert ± Standardabweichung angegeben. Referenzwerte sind den im Text zitierten Testmanualen entnommen. Gesunde unterschieden sich in keinem Maß signifikant von der Referenzstichprobe. (*)p < .10 , *p < .05 und **p < .01 beim Vergleich mit der Referenzstichprobe.

3.3 Bestimmung der Wahrnehmungsschwellen und rektale Stimulation

3.3.1  Vorüberlegungen

Die mechanische rektale Stimulation wurde mit einem in der Ampulla recti platzierten Ballon durchgeführt, der mittels eines Katheters mit Luft befüllt wurde. Die Intensität der Stimulation wurde über den Ballondruck definiert (Whitehead et al., 97), weil Relaxationsvorgänge der Darmwand, die nichts mit der Schmerzwahrnehmung zu tun haben müssen, bei isovolumetrischer Stimulation einen großen Einfluß auf die subjektiv wahrnenommene Stimulusintensität haben können (Camilleri et al., 00). Zur Anpassung der rektalen Stimulation an die individuelle Wahrnehmung wurden in einer ersten Sitzung Wahrnehmungsschwellen mit Hilfe eines Tracking-Paradigmas bestimmt. Dabei werden automatisiert aufsteigende Stimulusintensitäten dargeboten. Der Proband schätzt den Reiz hinsichtlich seiner Intensität ein. Sobald die Reizschwelle erstmals erreicht ist, folgt die Reizdarbietung einem Zufallsprinzip, bei dem auf Reize oberhalb der Schwelle ein genauso intensiver oder eine Stufe weniger intensiver Reiz folgt, während auf Reize unterhalb der Schwelle ein genauso intensiver oder eine Stufe stärkerer Reiz folgt. Anders als bei vollkommen zufälliger Reizdarbietung werden dadurch schmerzhafte Reize vermieden. Anders als bei einfach aufsteigenden Reizen ist in der Trackingphase die Reizintensität für den Probanden nicht vorhersehbar. Dadurch ist dieses Paradigma weniger anfällig für Antizipationseffekte als beispielsweise eine Serie aufsteigender Reize (Whitehead et al., 97). Zur Einschätzung der Wahrnehmung standen folgende Kategorien zur Verfügung: nicht wah r nehmbar – wahrnehmbar – eindeutig wahrnehmbar – unbehaglich – eindeutig unangenehm – äußerst unangenehm – nicht mehr erträglich. Aus Vorversuchen war bekannt, daß es für Untersuchungsteilnehmer anfangs häufig nicht leicht ist, die anale Sensation durch einen Katheterschlauch von der Wahrnehmung einer Ballonausdehnung zu unterscheiden und meistens die Kategorie nicht wahrnehmbar vermieden wird, auch wenn keine Reizdarbietung erfolgt. Daher wurde als Reizschwelle nicht die Kategorie wahrnehmbar, sondern eindeutig wahrnehmbar gewählt.

3.3.2 Durchführung

Die rektale Schwellenbestimmung und Stimulation wurde mit einem computergesteuerten Barostat (Dual Distender II; G & J, Willowdale, Kanada) durchgeführt, das auf eine Inflationsgeschwindigkeit von 38 ml/sec und ein oszillationsfreies Intervall von Δp = ± 0,3 mmHg eingestellt war. Zur Darmvorbereitung wurde ein Kaliumphosphatklistier gegeben (Klistier; Fresenius Kabi Medical Devices, Bad Homburg), das sich die Probanden selber applizierten. Nach kompletter Darmentleerung wurde der Proband auf einem Standard-Krankenhausbett (Schwellenbestimmung) bzw. auf dem gepolsterten MRT-Tisch (MRT-Messung) platziert. Dann wurde ein Ballonkatheter eingeführt (MAK-LA, Los Angeles, USA). An einem zweilumigen Schlauch (5 m Gesamtlänge; 4 mm Innendurchmesser für den Inflationskanal und 2 mm Innendurchmesser für den Meßkanal; 4 mm Innendurchmesser in der gemeinsamen Endstrecke von ca. 30 cm) war ein Polyethylenballon mit einer nicht meßbar kleinen Compliance und einem maximalen Inflationsvolumen von 600 ml (bei 0 mmHg Überdruck) befestigt. Die Dichtigkeit des Ballons wurde unmittelbar vor dem Einführen mit einer 60sekündigen Inflation mit 50 mmHg überprüft. Das distale Ballonende befand sich mindestens 4 cm ab ano. Der Katheter wurde mit Pflaster gegen Bewegung gesichert. Die Schwellenbestimmung bzw. rektale Stimulation erfolgte nach frühestens 20 Minuten, um die anale Reizung durch das Einführen des Ballons abklingen zu lassen. Alle Messungen erfolgten in Rückenlage mit angezogenen Beinen, so daß die Oberschenkel etwa 30° von der Unterlage angehoben waren.

↓24

Bei der Schwellenbestimmung war der Proband durch einen Paravant vom Untersucher und den Geräten getrennt und hatte keine Möglichkeit, die Intensität einer Inflation anhand visueller oder auditiver Hinweise abzuschätzen.

Bei der MRT-Messung standen alle Geräte im Vorraum. Der Proband war durch eine Sprechverbindung mit dem Untersucher in Kontakt, hatte aber keine Möglichkeit, während der laufenden Messung die Abfolge der rektalen Reize vorherzusagen. Die einzelnen Messungen wurden über Kopfhörer angekündigt. Gleichzeitig schirmten die Kopfhörer das – insbesondere bei den funktionellen Messungen – laute Geräusch des MR-Scanners ab, das aber für den Probanden dennoch hörbar war.

(1) Schwellenbestimmung

Vor der Untersuchung wurde dem Probanden folgende Instruktion ausgehändigt:

↓25

Informationen zur Messung der rektalen Sensitivität

Vor Beginn unserer MRT-Aufzeichungen werden wir Ihre rektale Wahrnehmungsschwelle bestimmen. Das läuft folgendermaßen ab:

Zunächst wird ein Ballon in Ihrem Enddarm platziert, der während der gesamten Untersuchung dort verbleibt. Nachdem Ihnen die Messung angekündigt wurde, bläst sich der Ballon auf. Die Drücke, mit denen der Ballon sich aufbläst, werden vom Computer zufällig ausgewählt. Der Ballon bleibt 20 Sekunden lang aufgeblasen. Danach folgt eine Pause von 20 Sekunden. Das wiederholt sich 14mal.

↓26

Sie erhalten eine Karte mit sieben Empfindungen. Jedesmal, wenn Sie dazu aufgefordert werden, sollen Sie die Empfindung in Ihrem Enddarm einschätzen. Wählen Sie die Antwortalternative, die am ehesten Ihrer Empfindung entspricht. Antworten Sie bitte spontan und mö g lichst schnell.

Hier finden Sie noch einmal eine genaue Beschreibung der möglichen An t worten:

↓27

Zu Beginn der Schwellenbestimmung erhielt der Proband folgende mündliche Instruktion:

Jetzt beginnt die Messung der rektalen Sensitivität. Bitte geben Sie Ihre Empfindung im Enddarm an, s o bald die grüne Lampe auf der Tastatur leuchtet.“

Die Reize wurden in Abständen von 3 mmHg dargeboten, beginnend mit einem Reiz von 0 mmHg. Auf einer Tastatur befanden sich sieben Tasten mit den oben beschriebenen Kategorien sowie aus Sicherheitsgründen ein Not-Aus-Knopf. Jeder Reiz wurde für 20 Sekunden dargeboten. Nach 15 Sekunden leuchtete eine grüne Kontrolleuchte an der Tastatur auf, worauf die Probanden fünf Sekunden Zeit hatten, eine der Tasten zu drücken. Dann entleerte sich der Ballon vollständig, und es folgte eine Pause von 20 Sekunden. Es wurden mindestens 14 Stimuli präsentiert, wobei das Mittel der sechs letzten Stimulusintensitäten als Wahrnehmungsschwelle definiert wurde. Wurde die Wahrnehmungsschwelle (Kategorie eindeutig wahrnehmbar) erst nach Stimulus 9 erreicht, dann folgten noch sechs weitere Stimuli, deren Mittel als Wahrnehmungsschwelle definiert war.

↓28

Die Wahrnehmungsschwelle betrug im Mittel 21.5 mmHg (SD: 5.5 mmHg) bei Gesunden und 16.4 mmHg (SD: 6.4 mmHg) bei Reizdarmpatienten. Der Unterschied war nicht signifikant (t < 1).

(2) rektale Stimulation

Folgende Intensitäten für die rektale Stimulation wurden anhand der Wahrnehmungsschwellen individuell festgelegt: subliminal (Wahrnehmungsschwelle – 10 mmHg), liminal (Wahrnehmungsschwelle) und supraliminal (Wahrnehmungsschwelle + 10 mmHg). Lag die Wahrnehmungsschwelle unter 15 mmHg, so wurden die drei Intensitäten mit 5, 15 und 25 mmHg festgesetzt, um noch vernünftige Intervalle zwischen den Intensitäten zu garantieren. In den Pausen zwischen den Stimulationen wurde der Ballon entleert bis auf einen Restdruck von 1 mmHg. Damit wurde sichergestellt, daß der Ballon der Darmwand anlag und bei der Inflation das geringstmögliche Volumen bewegt werden mußte. Der Inflationsvorgang dauerte bis zu zwei Sekunden. Die Stimuli wurden pseudorandomisiert wie in Abb. 3.4-1 gezeigt präsentiert. Jeder Stimulus dauerte 60 Sekunden, jede Pause 24 Sekunden.

Abb. 3.4-1: Abfolge der rektalen Stimuli während der fMRT-Messung

3.4 funktionelle Magnetresonanztomographie (fMRT)

↓29

Die Kernspintomographie ist ein nichtinvasives, bildgebendes Verfahren und vor allem zur Darstellung von Weichteilen geeignet. Durch die Einführung der BOLD-Technik (sogenanntes funktionelles MRT) ist sie zu einem unentbehrlichen Instrument der Neurowissenschaften geworden.

3.4.1  Überblick über die Magnetresonanztomographie

Das Phänomen der Kernspinresonanz wurde 1946 von zwei Arbeitsgruppen unabhängig voneinander beschrieben (Purcell et al., 46; Bloch, 46). 1971 konnte gezeigt werden, daß dieses Verfahren geeignet ist, um gesundes von neoplastischem Gewebe zu unterscheiden (Damadian, 71), und kurz darauf wurde die erste gelungene MR-Bildrekonstruktion veröffentlicht (Lauterbur, 73). Durch den Einsatz von numerischen Rekonstruktionsverfahren wie in der Computertomographie konnte sich die MRT etwa zehn Jahre später als klinisches Verfahren etablieren.

Im Folgenden werden einige Grundlagen der MRT kurz vorgestellt (für einen Überblick siehe (Wehrli, 92; Wood, 92).

↓30

In einem Magnetfeld richten sich Atome mit ungradzahliger Ordnungszahl aus (sog. magnetische Suszeptibilität)und kreiseln um die Feldlinien. Die Geschwindigkeit dieses Kreiselns heißt Larmorfrequenz . Die Ausrichtung der Atome ist dabei entweder parallel oder antiparallel zum angelegten Magnetfeld. Der parallele Zustand ist energetisch etwas günstiger als der antiparallele, so daß mehr Atomkerne in paralleler Richtung magnetisiert sind und ein Nettomagnetfeld resultiert. Magnetresonanz entsteht, wenn ein transversales Feld mit der Larmorfrequenz angelegt wird. Je nach Amplitude und Zeitdauer werden die Magnetvektoren um einen bestimmten Winkel (flip angle) ausgelenkt. Dadurch entsteht eine Transversalmagnetisierung, die nach Ende des Feldimpulses mit einer Zeitkonstante T2 exponentiell abnimmt (Spin-Spin- oder transversale Relaxation). T2 ist materialabhängig. Gleichzeitig nimmt die longitudinale Magnetisierung zu. Grund dafür ist einerseits die Abnahme der Transversalmagnetisierung. Ein weiterer Prozess ist die Resonanzabsorption des transversalen Feldes, die einige Atomkerne nicht auslenkt, sondern in einen antiparallelen Zustand versetzt. Um nach Ende des transversalen Feldimpulses wieder in den energetisch günstigeren Zustand überzugehen, muß Energie an die Umgebung abgegeben werden (Spin-Gitter- oder longitudinale Relaxation). Die Zeitkonstante T1, mit der dieser Energietransfer sich vollzieht, ist ebenfalls materialabhängig. Die Relaxationsvorgänge können als Feldänderung gemessen werden. Für eine Bildrekonstruktion muß erreicht werden, daß nur die Relaxation eines bestimmten Ortes im Raum gemessen wird. Dafür werden sogenannte Gr a dienten verwendet, d.h. das magnetische Feld verändert sich linear längs einer der drei Raumachsen.

Eine Meßsequenz wird vor allem durch die Parameter TE und TR beschrieben. Die Echozeit TE gibt an, wieviel Zeit vom Auslenkungsimpuls bis zur Messung des Echos verstreicht. Die Relaxationszeit TR gibt an, nach welcher Zeit das nächste Bild folgt. Durch geeignete Wahl dieser Zeiten können die T1- und T2-Kontraste zwischen den Geweben maximiert werden.

3.4.2 BOLD-Technik

Wie andere funktionelle Neuroimaging-Techniken (Villringer und Dirnagl, 95) beruht die BOLD-Technik auf der Annahme eines Zusammenhangs von neuronaler Aktivität und zerebralem Blutfluß, der sogenannten neurovaskulären Kopplung. Gegenüber den konkurrierenden Techniken PET und SPECT hat sie den entscheidenden Vorteil, daß sie keine Tracer benötigt und eine bessere räumliche Auflösung ermöglicht (Sanders und Orrison jr., 95).

↓31

Ogawa entdeckte bei Gradienten-Echo-Sequenzen ein Artefakt (Ogawa et al., 90), das sich auf die unterschiedliche magnetische Suszeptibilität (vgl. Kap. 3.4.1) von oxygeniertem und desoxygeniertem Blut zurückführen ließ (Pauling und Coryell, 36). Desoxyhämoglobin wirkt als natürliches paramagnetisches Kontrastmittel, das das statische Magnetfeld lokal beeinflußt (Ogawa und Lee, 90; Ogawa et al., 90). Die BOLD (blood oxygene level dependent)-Technik wurde in den folgenden Jahren entwickelt und stellt einen Bildkontrast dar, der von der Hämoglobin-Oxygenierung in zerebralen Gefäßen, vom Blutfluß und vom Blutvolumen abhängt (Aine, 95; Logothetis, 03). Der BOLD-Kontrast korreliert mit zerebraler Aktivität. Es ließ sich zeigen, daß eine stimulationsabhängige Blutflußantwort nach etwa zwei Sekunden einsetzt, nach 6-12 Sekunden ihr Maximum erreicht und nach Beendigung der Stimulation in einem ähnlichen Zeitraum wieder abklingt, wobei häufig ein Absinken des BOLD-Signals unter den Ausgangswert zu beobachten ist, ebenso wie eine Verringerung des BOLD-Signals in den ersten zwei Sekunden nach Beginn der Stimulation. Das typische stimulusabhängige BOLD-Signal spiegelt ein Sauerstoffangebot wieder, das über den lokalen Bedarf hinausgeht. Die physiologischen und biochemischen Vorgänge, die zu dieser hämodynamischen Antwort führen, sind im einzelnen aber noch nicht geklärt (Logothetis, 03).

Welche neuronalen Vorgänge dagegen die hämodynamische Antwort auslösen oder mit ihr korrelieren, ist Gegenstand einer anhaltenden Debatte. Mit Hilfe von Einzelzellableitungen konnte gezeigt werden, daß die Frequenz von Einzellzellimpulsen, sogenannten spikes, mit dem BOLD-Signal linear zusammenhängt (Rees et al., 00; Heeger et al., 00; Smith et al., 02). Logothetis fand dagegen eine bessere Korrelation des BOLD-Signals mit Zellgruppenableitungen (multi-unit activity, MUA) als mit spikes (Logothetis et al., 01). Spikes stellen Aktionspotentiale einzelner, vor allem großer Neurone dar, die Axone in andere Hirnregionen senden. Ableitungen von Nervengruppen dagegen stellen dendritische Membranaktivität dar, die durch postsynaptische Aktivität und Aktivität von Interneuronen hervorgerufen wird. In der Regel korrelieren Einzelzell- und Zellgruppenableitungen, denn Membranaktivität in einem Areal führt typischerweise zu einem Ausgangssignal aus diesem Areal, das sich elektrophysiologisch in Form von spike-Potentialen ableiten läßt. In bestimmten experimentellen Anordnungen können diese Vorgänge aber dissoziiert sein. Wenn beispielsweise gleichzeitig exzitatorische und inhibitorische Eingänge eines Areals stimuliert werden, ist diese Neuronengruppe nach außen stumm. In einer entsprechenden cerebellaren Anordnung, die spikes vollständig unterdrückte, konnte gezeigt werden, daß der cerebellare Blutfluß – gemessen mit Laserdoppler-Flußmessung – mit MUA, also Membranaktivität, korreliert (Mathiesen et al., 98; Mathiesen et al., 00). Für das BOLD-Signals scheint Gleiches zu gelten (Logothetis, 03). Daraus folgt, daß das BOLD-Signal Eingangssignale und Signale von Interneuronen widerspiegelt, die in der Regel – aber nicht zwangsläufig – zu einem Ausgangssignal der entprechenden Neuronenpopulation führen (Logothetis, 03).

Während also ein gutes Modell für den BOLD-Signalanstieg existiert, ist unklar, wie eine Abnahme des BOLD-Signals zu interpretieren ist, die von manchen Arbeitsgruppen im Bereich der rektalen Perzeptionsforschung mit dem Begriff deactivation beschrieben wird, was eine stimulusabhängige neuronale Minderaktivität nahelegt (Bonaz et al., 02). Diese Interpretation ist aber keinesfalls bewiesen.Grundsätzlich sind drei Möglichkeiten der Erklärung eines negativen BOLD-Signals vorgeschlagen worden (Wade, 02): (a) eine neuronale Minderaktivität, die aufgrund der neurovaskulären Kopplung zu vermindertem cerebralem Blutfluß führt; (b) eine verstärkte Blutflußaktivität in benachbarten Arealen, die zu einem steal-Phänomen führt, also einem passiv verminderten Blutfluß; oder (c) eine neurovaskuläre Entkopplung, die unter cerebraler Aktivierung und damit vermehrtem Sauerstoffverbrauch bei fehlender Blutflußantwort zu einem Anstieg der Desoxyhämoglobinkonzentration und damit zu einem negativen BOLD-Signal – jedoch anders als bei den vorgenannten Hypothesen nicht zu einer Blutflußabnahme – führt.

↓32

Der Abfall des BOLD-Signals zu Beginn einer Stimulation ist als solche kurzfristige neurovaskuläre Entkopplung erklärt worden. An einem Patienten mit gestörter cerebrovaskulärer Reservekapazität (und damit fehlender neurovaskulärer Kopplung) konnte gezeigt werden, daß in der betroffenen Hemisphäre der Abfall des BOLD-Signals während der gesamten Stimulationsdauer persistierte, was diese Hypothese stützt (Röther et al., 02).

Persistierende negative BOLD-Antwort wird jedoch auch bei gesunden Probanden häufig beobachtet, paradigmatisch in visuellen Arealen bei visueller Stimulation. Aufgrund der Ähnlichkeit der Zeitverläufe der positiven und negativen Antwort ist neuronale Minderaktivität als Hintergrund des negativen BOLD-Signals vorgeschlagen worden, analog zur Mehraktivität als Hintergrund des positiven Signals (Shmuel et al., 02). Hierfür gibt es jedoch bislang keine weiteren Hinweise.

Im Gegenteil: in einer tierexperimentellen Studie konnte in einer ähnlichen Anordnung gezeigt werden, daß parallel zum negativen BOLD-Signal der lokale cerebrale Blutfluß in bestimmten Arealen verringert ist (Harel et al., 02). Neurovaskuläre Entkopplung scheidet hier als Erklärung aus (denn dann sollte der Blutfluß gleich bleiben). Handelt es sich also um neuronale Minderaktivität oder ein um steal-Phänomen? Positive und negative BOLD-Signale wurden beide aus Bereichen empfangen, in denen bei visueller Stimulation vermehrte Spiking-Aktivität vorkommt. Das ist ein starker Hinweis gegen eine neuronale Minderaktivität als Ursache des negativen BOLD-Signals und für eine vaskuläre Ursache im Sinne eines st e al-Phänomens.

↓33

Abschließend kann diese Frage allerdings nur durch gleichzeitige Ableitung von Spike- oder MUA-Aktivität und BOLD-Signal beantwortet werden (Wade, 02). Jedenfalls darf im Hinblick auf diese Ergebnisse ein negatives BOLD-Signal nicht als neuronale „Deaktivierung“ interpretiert werden.

3.4.3 Datenaquisition

Zum besseren Verständnis sind einige in diesem Abschnitt verwendete Begriffe in Tab. 3.4-1 definiert.

Tab. 3.4-1: Definition der wichtigsten Begriffe bei der Datenaquisition

Schicht

eine Ebene in einem Datensatz

Field of View (FOV)

Zusammenfassung aller Schichten in einem Datensatz

Bild

Daten, die zu einem Zeitpunkt in einer Schicht gemessen werden

Volume

Daten, die zu einem Zeitpunkt im FOV gemessen werden, d.h. alle Bilder, die zu einem Zeitpunkt aufgenommen werden

Run/Datensatz

alle Volumes, die in einer zusammenhängenden Folge aufgenommen werden

Sequenz

MRT-Steuerprogramm für einen Run

↓34

Alle Messungen wurden auf einem 1,5 T-Ganzkörperkernspintomographen (Siemens Magnetom Vision; Siemens, Erlangen) durchgeführt. Die Probanden lagen auf dem Rücken mit um 30° angezogenen Beinen, um einen belastungsfreien Verlauf des rektalen Katheters zu gewährleisten und um beim langen Liegen die Lendenwirbelsäule zu entlasten. Die Probanden waren mit einer Decke zugedeckt. Um Artefakte durch Kopfbewegungen zu minimieren, ruhte der Kopf der Probanden innerhalb der Kopfspule auf einem Vakuumkissen, das mit einem weichen Tuch ausgekleidet war. Bei jedem Meßtermin wurden folgende Datensätze aufgenommen:

Scout

Als orientierendes Bild wurde zunächst ein Scout aufgenommen, der aus einem axialen, einem koronaren und einem sagittalen Bild besteht und zur Positionierung der Schichtführung diente wie in Abb. 3.4-2 gezeigt.

Anatomische Referenzbilder (T2-gewichtet)

Als anatomische Referenz für die funktionellen Aufnahmen wurde eine T2-gewichtete Sequenz mit je 256 × 256 Pixeln in 16 Schichten aufgenommen. Die Referenzbilder dienten dazu, die funktionellen Daten in den 3D-Datensatz einzupassen. Daher war die Schichtführung die gleiche wie bei den funktionellen Aufnahmen, durch die größere Pixelzahl konnte eine bessere Auflösung erreicht werden, was das Einpassen erleichtert. Die Meßparameter sind für alle Datensätze in Tab. 3.4-2 zusammengefaßt. Die Schichten waren um ca. 45° gegenüber der Verbindungslinie zwischen der Comissura anterior und posterior (AC-PC-Linie) gekippt wie in Abb. 3.4-1 dargestellt.

↓35

Abb. 3.4-2: Schichtführung bei T2-gewichteten Referenzbildern und bei den funktionellen Aufnahmen, dargestellt am sagittalen Scout

funktionelle Aufnahmen

Für die funktionellen Messungen wurde eine T2*-gewichtete Gradienten-Echo-Sequenz verwendet, eine sogenannte Multislice-Echoplanar-Imaging-Sequenz oder Multislice-EPI. Dabei wurden die gleichen Schichten verwendet wie beim T1-gewichteten Referenzbild. Bei einer Aufnahmezeit von 4 Sekunden pro Volume wurden 120 Volumes in 8 Minuten aufgenommen. Im Rahmen einer anderen Studie wurde zunächst ein Run mit akustischer Stimulation über Kopfhörer vorgenommen. Dann folgte ein Run mit rektaler Stimulation wie in Kap. 3.3 beschrieben. In Tab. 3.4-3 ist das rektale Stimulationsprotokoll auf die fMRI-Volumes bezogen.

Tab. 3.4-2: Übersicht über die Parameter der verschiedenen MRT-Sequenzen

funktionelle Runs

anatomische Referenzbilder (T2)

3D Datensatz (T1)

Anzahl der Schichten

16

16

160

Schichtdicke

6 mm (0,6 mm Zwischenraum)

6 mm (0,6 mm Zwischenraum)

1 mm

Schichtorientierung

45° gegen AC-PC

45° gegen AC-PC

sagittal

Anzahl der Volumes

120

1

1

TR

0.96 ms

4500 ms

11.4 ms

TE

66 ms

128 ms

4.4 ms

FA

90°

180°

15°

FOV

230 × 230 mm2

230 × 230 mm2

256 × 256 mm

Matrix

128 × 128 Pixel

256 × 256 Pixel

256 × 256 Pixel

Voxelgröße

1.8 × 1.8 × 6 mm

0.9 × 0.9 × 6 mm

1 × 1 × 1 mm

Gesamtakquisitionsdauer

8 min.

49 sec.

7.57 min.

↓36

Tab. 3.4-3: rektale Stimulationsprotokoll, bezogen auf die Volumes der funktionellen MRT-Sequenz.

Volume

Anzahl Volumes

Dauer in Sekunden

Stimulus

-2 - 0

3

12

subliminal

1 - 12

12

48

subliminal

13 - 18

6

24

Pause

19 - 33

15

60

liminal

34 - 39

6

24

Pause

40 - 54

15

60

supraliminal

55 - 60

6

24

Pause

61 - 75

15

60

liminal

76 - 81

6

24

Pause

82 - 96

15

60

supraliminal

97 - 102

6

24

Pause

103 - 117

15

60

subliminal

gesamt

120

480

Die ersten drei Volumes (hier mit –2 bis 0 bezeichnet) wurden später aus der Auswertung ausgeschlossen.

3D-Datensatz

Für jeden Probanden wurde ein 3D-Datensatz (sogenanntes MP-Rage) aufgenommen, das ist ein hochauflösender Datensatz mit isometrischer Auflösung und einer Voxelgröße von 1 mm × 1 mm × 1 mm. Nur mit einem solchen Datensatz sind nachträglich oblique (d.h. gekippte) Schnittführungen ohne Bildschärfeverlust möglich. Das ermöglicht die Einpassung der Daten in den Talairach-Raum (Talairach und Tournoux, 88), eine Standardisierung des Gehirns zu Vergleichszwecken. Die hohe Auflösung ermöglicht zudem eine exaktere Lokalisierung des BOLD-Signals. Diese Messung nahm ca. 8 Minuten in Anspruch.

3.4.4 Datenanalyse

Nach Transfer der Daten von der MRT-Workstation auf einen PC wurden alle Analysen mit dem fMRT-Auswertungsprogramm BrainVoyager (Goebel, 96; Goebel et al., 98) unter Windows 2000 durchgeführt. Für Bewegungskorrektur und statistische Analysen wurde die Version 4.6 verwendet, alle anderen Funktionen wurden in der Version 4.3 ausgeführt.

↓37

Die verwendeten Dateinamen und Formate sind, um die Auswertung auch Nachhinein nachvollziehbar zu machen, in Tab. 3.4-4 zusammengefaßt.

Tab. 3.4-4: Bei der Auswertung verwendete Dateinamen und Formate (### entspricht der Probandennummer); BV: BrainVoyager

Dateiname

Beschreibung

Projekt-Nr.-****.ima

fortlaufend numerierte (****) Bilddatei im Format von Siemens Magnetom Vision

pgn###.amr

anatomisches Referenzvolume im BV-Format

pgn###.vmr

3D-Volume im BV-Format

pgn###-*.stc

Slice Time Course: die numerierten (*) Bilder einer Schicht in einem funktionellen Run

pgn###_rektal.fmr

Informationen über zusammengehörige .stc-Dateien

func_Proj.Nr._slice-2D.pos

2D-Koordinaten

3D_Projekt-Nr.pos

3D-Koordinaten

pgn###_2D3D.trf

Ausgangskoordinaten der 2D-3D-Anpassung

pgn###_2D3D_corr.trf

korrigierte Koordinaten der 2D-3D-Einpassung

pgn###_rot.trf

Koordinaten der Rotation um AC in die AC-PC-Achse

pgn###_tal.trf

Koordinaten der Größeneinpassung ins Talairachsystem

pgn###_rot.vmr

in die AC-PC-Achse rotiertes 3D-Volume

pgn###_tal.vmr

talairachisiertes 3D-Volume

pgn###_rektal.vtc

Volume Time Course: talairachisierte 3D-Rekonstruktion der funktionellen Daten

pgn###_rektal_System-kennung.vtc

vorverarbeitete VTC-Daten

(1) Datentransfer

Simultan zur Messung wurden die Daten automatisiert in ein Bandarchiv geschrieben. Nach Abschluß der Messung wurden die Daten per File Transfer Protocol von der UNIX-Workstation des Siemens Magnetom Vision auf einen räumlich getrennten PC übertragen.

(2) Datenumwandlung

↓38

Die Originaldaten wurden vom Siemens Magnetom Vision in einem spezifischen Dateiformat abgespeichert, das pro Datei ein Bild (d.h. eine Schicht) verwaltet. Pro Proband lagen also folgende Dateien vor:

Scout – 3; anatomische Referenzbilder – 16; funktionelle Daten rektale Stimulation – 1920 (120×16); 3D-Datensatz – 160, also insgesamt 2099 Bilder

Diese Rohdaten wurden unter Angabe der ersten Bildnummer für jede Sequenz getrennt in BrainVoyager importiert. Die resultierenden Dateiformate sind in Tab. 3.4-4 zu finden. T2-gewichtete Referenzbilder und das 3D-Volume wurden in je einer Datei zusammengefaßt. Für die funktionellen Bilder wurde je eine Schicht über alle Messungen hinweg, also für den kompletten Run, in eine Datei geschrieben (.stc, Slice Time Course). Eine zusätzliche Datei enthält Informationen über alle .stc-Dateien.Dabei wurden die ersten drei Volumes eines funktionellen Runs ausgelassen, da hier Artefakte durch Einschwenkvorgänge des Magnetfeldes vorkommen. Beim Importieren wurde ansonsten die inhaltliche Information der Daten nicht geändert.

(3) Einpassung der Referenzdaten auf den 3D-Datensatz (2D-3D-Einpassung)

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Der 3D-Datensatz wurde aufgenommen, um die Lokalisation von Aktivierungen im Talairach-Raum (s.u.) zu ermöglichen. Dazu ist es notwendig, die funktionellen Daten auf diesen 3D-Datensatz zu beziehen, also festzulegen, wie die funktionelle Schnittführung im 3D-Datensatz verläuft. Grundsätzlich speichert das Siemens Magnetom Vision automatisch die Schnittführung der funktionellen und 3D-Daten in Beziehung zum Scout ab. Aufgrund kleinerer Bewegungen der Probanden oder technischer Probleme können die resultierenden Koordinaten jedoch ungenau sein. Deswegen muß die Einpassung überprüft und ggf. korrigiert werden. Um diesen Vorgang zu erleichtert, wurde diese Einpassung anhand der T2-gewichteten anatomischen Referenzdaten vorgenommen, deren Schnittführung die gleiche war wie die der funktionellen Daten, die aber eine doppelt so hohe Auflösung hatten und aufgrund der T2-Wichtung weniger anfällig waren für Suszeptibilitätsartefakte als die funktionellen EPI-Aufnahmen. Dabei geht man davon aus, daß aufgrund der zeitlichen Nähe die Bewegungsunschärfe zwischen T2-Daten und funktionellen Daten geringer ist als die zwischen funktionellen und 3D-Daten. Im BrainVoyer läßt sich aus einem 3D-Datensatz jede beliebige Schnittführung visualisieren und mit den T2-Bildern vergleichen, bis eine optimale Übereinstimmung erreicht war. Die resultierenden Koordinaten wurden in einer eigenen Datei abgespeichert (vgl. Tab. 3.4-4). Jede Korrektur der Einpassung wurde durch einen erfahrenden Radiologen (Dr. A. Pöllinger) überprüft.

(4) Talairachisierung der Daten

Anatomische Lokalisationsbestimmung in oblique geschnittenen Hirnbildern vorzunehmen ist ein schwieriges Unterfangen und erfordert ein großes Maß an Erfahrung. Die Abhängigkeit vom subjektiven Empfinden des Beurteilers macht einen Vergleich von Probanden oder gar unterschiedlichen Studien schwierig, zumal eine exakte Lokalisationsangabe mit den relativ groben zur Verfügung stehenden anatomischen Begriffen, aber auch mit feineren Einteilungen wie Brodmann-Arealen kaum möglich ist. Ohne exakte Lokalisationsangabe – und ohne die Möglichkeit, anhand der einzelnen Bilder Konferenzen abzuhalten, wie es im klinischen Kontext üblich ist – sind wissenschaftliche Aussagen kaum möglich. Aus solchen Erwägungen heraus hat sich in der Neuroimaging-Literatur die Verwendung einer Standardisierung eingebürgert, der wir – im Bewußtsein der damit verbundenen Probleme – folgen. Die Neurochirurgen Talairach und Tournoux entwickelten nach umfangreichen anatomischen Studien ihren Atlas (Talairach und Tournoux, 88) als Hilfsmittel, um aufgrund von bildgebenden Verfahren im Hirn lokalisierte Herde stereotaktisch-chirurgisch, d.h. ohne direkte Sicht, auszuräumen. Die Standardisierung, die diesem Atlas zugrunde liegt, hat sich auch für die Neuroimaging-Literatur als praktikabel – wenngleich nicht optimal – herausgestellt. Die Einpassung von Hirnbildern in dieses System erfolgt anhand einer Referenzachse, der Verbindungslinie von Comissura anterior und Comissura posterior, der sogenannten AC-PC-Linie auf einem medianen Sagittalschnitt, der in MRT-Bildern anhand der Falx cerebri relativ einfach festzulegen ist. Nullpunkt des Talairach-Systems ist dabei die Comissura anterior. Die zweite, senkrecht zur AC-PC-Linie stehende Referenzachse liegt ebenfalls in der sagittalen Medianebene. Die dritte Achse im kartesischen Koordinatensystem ist damit als Senkrechte zu den beiden anderen Achsen festgelegt. Alle Koordinatenangaben erfolgen nun in Referenz zu den äußeren Hirngrenzen. Im BrainVoyager werden alle Hirngrenzen (vorderer und hinterer Pol, laterale Pole, oberer und unterer Cortexpol) markiert und das Gehirn zur besseren Visualisierung numerisch gestreckt oder gestaucht, so daß es in ein vordefiniertes Gehirnvolumen paßt. Dabei wird die Voxelgröße entsprechend der Streckung oder Stauchung verändert. Bei der Interpretation muß natürlich berücksichtigt werden, daß ein individuelles Gehirn trotz Standardisierung seine individuellen Eigenschaften und Faltungen behält, die im Neocortex wesentlich ausgeprägter sind als in den älteren und tieferen Strukturen (Caviness jr. et al., 99), für deren Standardisierung das System von Talairach und Tournoux entwickelt wurde. Zudem können in diesem System keine zytoarchitektonischen (wie im Brodmann-System) oder neuropsychologischen, sondern nur grob anatomische Eigenschaften standardisiert werden, die damit wenig zusammenhängen (Caviness jr. et al., 99).

In BrainVoyager ist die Talairachisierung in den zwei Schritte Rotation, d.h. Festlegung der AC-PC-Linie, und Talairachisierung, d.h. Größenfestlegung organisiert. Beide Schritte führen zu Koordinatendateien. Nach dem zweiten Schritt wird eine talairachisierte 3D-Datei berechnet (siehe Tab. 3.4-3). Die Rotation als fehleranfälliger Schritt wurde für jeden Probanden von einem erfahrenen Radiologen (Dr. A. Pöllinger) überprüft. Der Vorgang der Rotation und ein fertiger Datensatz sind in Abb. 3.4-3 und Abb. 3.4-4 gezeigt.

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Abb. 3.4-3: Rotation eines 3D-Datensatzes ins Talairach-Koordinatensystem: links unrotierter Rohdatensatz mit Rotationsebenen, rechts fertig rotierter Datensatz

Abb. 3.4-4: In die AC-PC-Linie rotierter und ins Talairach-System eingepaßter 3D-Datensatz

3.4.4.1  (5) 3D-Rekonstruktion der funktionellen Daten

In einem letzten Schritt wurden die funktionellen Daten als 3D-Datensatz rekonstruiert. Dabei wurden mit Hilfe der 2D-3D-Einpassung die funktionellen Daten auf korrespondierende Voxel im (an dieser Stelle noch isometrisch aufgelösten) 3D-Datensatz bezogen und nachfolgend anhand der vorgebenen Koordinaten der Talairachisierung (s.o.) in den Talairach-Raum übertragen. Das resultierende Dateiformat ist in Tab. 3.4-4 aufgeführt. Dieser Datensatz ließ sich in Form eines Films abspielen und damit visuell auf Bewegungsartefakte kontrollieren.

(6) Datenvorverarbeitung

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Um die Datenqualität zu erhöhen wurde ausgehend von der 3D-Rekonstruktion der funktionellen Daten eine Vorverarbeitung und Filterung durchgeführt. Dazu gehörte die Erkennung und Korrektur von Kopfbewegungen, die räumliche Glättung der Daten, die Entfernung eines linearen Trends und die Hochpassfilterung. Durch die Datenvorverarbeitung entstand ein neues .vtc-File (vgl. Tab. 3.4-4). Anhand eines Films ließ sich der Effekt der Datenvorverarbeitung kontrollieren und ggf. resultierende Artefakte (v.a. Bewegungsartefakte) feststellen.

Bewegungskorrektur: Die BOLD-Technik ist sehr sensitiv für jede Art von Bewegungen. So können auch kleinste Kopfbewegungen des Probanden, wie sich sich auch bei aufwändiger Lagerung nicht immer verhindern lassen, zu einem Signalanstieg führen oder umgekehrt einen Signalanstieg verdecken und damit zu falsch positiven oder falsch negativen Ergebnissen führen. Ein mathematischer Algorithmus kann Bewegungen kompensieren, indem die Daten relativ zu einem Referenzbild ausgerichtet werden. Die hier verwendete Bewegungskorrektur geht von einem .vtc-File aus und erkennt anhand einer Stichprobe der Vordergrundvoxel (reduced data) Kopfbewegungen in Referenz zum ersten Volume. Diese Voxelstichprobe wird mit einem iterativen Algorithmus (Levenberg-Marquard-Alghorithmus mit maximal 100 Iterationen) dem ersten Bild angepaßt, bis eine optimale Übereinstimmung erreicht ist. Hintergrundvoxel mit einer niedrigen Signalintensität (< 100) werden hierbei komplett ignoriert. Erkannte Bewegungen werden in drei Rotationsachsen und drei Bewegungsrichtungen ausgedrückt und das Volume rückberechnet. Da die resultierenden Bilder zwischen den tatsächlich aufgenommenen Schichten liegen können, müssen die Zwischenräume zwischen den Schichten trilinear interpoliert werden. Da häufig kontinuierliche Bewegungen beobachtet werden, beginnt der Algorithmus mit dem letzten Volume. Die hier errechneten Korrekturwerte werden als Startparameter für das davor liegende Volume verwendet.

Datenglättung: Mit einem Gauss-Filter wurde eine räumliche Glättung der Daten durchgeführt. Der räumlichen Glättung liegt die Annahme zugrunde, daß aktivierte Hirnareale in fMRT-Bildern aktivierten Clustern entsprechen, die mehrere Voxel groß sind. Das heißt, daß die Zeitverläufe benachbarter Voxel korreliert sind. Mit einer räumlichen Glättung werden die korrelierten Zeitverläufe benachbarter Voxel gegenüber dem Rauschen verstärkt. Durchgeführt wurde die räumliche Glättung mit einem 3D-Gauss-Filter und einer Kernelweite von 4 mm.

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Korrektur eines linearen Trends: In fMRT-Daten weist der Zeitverlauf des BOLD-Signals häufig einen linearen oder nichtlinearen Trend auf, d.h. das Basissignal eines Voxels befindet sich zum Ende der Messungen auf einem höheren oder niedrigeren Niveau als zu Beginn. Dadurch können stimulationsabhängige Signalunterschiede verstärkt oder verdeckt werden. Daher sollte dieser Trend vor der Datenanalyse eliminiert werden. Hierfür wurde für jede Schicht eine lineare Regression berechnet und die Daten anhand der Regressionsgleichung residualisiert, d.h. die Differenz zur Regressionsgeraden berechnet und damit ein linearer Trend entfernt.

Hochpaßfilterung: Mit Hilfe eines Hochpaßfilters mit langsamer Grenzfrequenz können langsame Signaländerungen eliminiert werden, wie sie für nichtlineare Trends typisch sind. Als Grenzfrequenz wurde hierbei 0.00625 Hz (entspricht 3 cycles per time course) gewählt.

(7) statistische Auswertung

Die Auswertung erfolgte auf der Grundlage des Stimulationsprotokolls, das für jede Stimulusintensität eine bestimmte Anzahl von fMRT-Volumes vorsah. Das BOLD-Signal beginnt und endet, wie in Kap. 3.4.2 beschrieben, mit einer Zeitverzögerung von einigen Sekunden. Hinzu kommt die Zeit, die vom Beginn des Stimulus bis zum vollständigen Druckaufbau im rektalen Ballon verstreicht. Diese Zeitverzögerung führt zwangsläufig zu einer Unschärfe oder einem fehlenden Signal während der ersten zwei Volumes eines Stimulationsblocks. Es existieren Modelle, die Zeitverzögerung des BOLD-Signals in die statistische Auswertung einzubeziehen. Diese Modelle sind aber stark hypothesenbasiert. Über den Zeitverlauf des BOLD-Signals in Reaktion auf rektale Stimulation lagen zum Zeitpunkt der Datenanalyse nur wenige Berichte vor. Da in unserem Fall nur wenige, aber längere Stimulationsblöcke verwendet wurden, entschieden wir auf eine solche Korrektur zu verzichten und für die statistische Auswertung ein ideales Rechtecksignal als H1 zu postulieren. Ein solches Vorgehen ist konservativ und begünstigt die Nullhypothese.

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Mit Hilfe des allgemeinen linearen Modells (General Linear Model, GLM) wurden in BrainVoyager Kontraste zwischen einzelnen Abstufungen der Stimulusintensität berechnet. Das entspricht, da das GLM lediglich eine mathematische Verallgemeinerung verschiedener statistischer Ansätze ist, in diesem Fall inhaltlich und algebraisch der Berechnung von zweiseitigen t-Tests. Für jedes Voxel wurden vier nicht orthogonale Kontraste betrachtet, nämlich jede Intensitätsstufe vs. Pause sowie supraliminal vs. subliminal. Als kritische p-Werte wurden – analog zu vergleichbaren Arbeiten (Hobday et al., 01; Poellinger et al., 01) – p < .01 für Auswertung einzelner Probanden und p < .001 für Gruppenauswertungen definiert. Das entspricht einem konservativeren Ansatz als die meisten der unter Kap. 2.3 besprochenen Studien, d.h. die Wahrscheinlichkeit Aktivierungen zu entdecken, ist geringer. Dafür sinkt das Risiko, Rauschen als Aktivierung fehlzuinterpretieren.

Für die Kontraste gegen Pause wurden ausschließlich positive t-Werte ausgewertet, d.h. Zunahmen des BOLD-Signals über den Ausgangswert (entsprechend positiven beta-Gewichten im GLM). Abnahmen des BOLD-Signals wurden aufgrund der in Kap. 3.4.2 beschriebenen Interpretationsproblemen nicht ausgewertet. Für den Kontrast supraliminal vs. subliminal wurden positive und negative t-Werte in die Auswertung miteinbezogen, da hier Unterschiede zwischen zwei unterschiedlichen Sets von Aktivierungen festgestellt werden sollten, die sowohl mit stärkerer Aktivierung in der einen wie in der anderen Stimulationsbedingung einhergehen können. Ausgewertet wurden ausschließlich Cluster, in denen mindestens 6 benachbarte Voxel einen p-Wert unter dem kritischen Wert aufwiesen und damit als aktiviert definiert waren. Dem liegt – wie bei der räumlichen Gauss-Filterung, vgl. Kap. 3.4.3 – die Annahme zugrunde, daß die hämodynamische Antwort auf neuronale Aktivität in der Regel breiter ist als eine Voxelgröße und Einzelvoxelaktivierungen daher als Artefakt betrachtet werden können.

Für den Gruppenvergleich wurden drei Prädiktoren für die Interaktion Gruppe × Stimulusintensität so effektkodiert, daß jeder Prädiktor für einen stärkeren Signalanstieg in einer der drei Bedingungen vs. Pause in der Gesundengruppe stand. Dabei wurden einmal positive beta-Gewichte ausgewertet (in der verwendeten Kodierung entsprechend stärkerer Aktivierung bei Gesunden) und einmal negative Gewichte (entsprechend stärkerer Aktivierung bei Patienten).

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Die als aktiviert definierten Voxelcluster wurden innerhalb des anatomischen talairachisierten 3D-Datensatzes farblich markiert und damit einer anatomischen Analyse und Lokalisatio nsangabe zugänglich gemacht. Ausgewertet wurden ausschließlich Aktivierungen in vorher definierten Regions of Interest. Von Aktivierungsclustern, die sich über einen weiteren Bereich erstreckten, wurde jeweils nur der Teil analysiert, der sich innerhalb der Region of Interest befand.

3.4.5 Regions of Interest

Ausgehend von den in Kap. 2 beschriebenen Verarbeitungsbahnen viszeraler Signale wurden 12 Regions of Interest (RoI) festgelegt. Für alle RoIs gilt, daß sie in mindestens drei Vorarbeiten bei supraliminaler Stimulation beschrieben wurden oder aus theoretischen Gründen betrachtet werden (S2, Amygdala, Hippocampus). Die RoIs sind im Einzelnen: im spinothalamischen Pfad die lateral-posterioren Thalamuskerne (Th), der primäre (S1, BA 1-3) und der sekundäre (S2, BA 42) somatosensorische Cortex; im vagalen Pfad die Insula (In, aufgeteilt in zwei Gebiete), das anteriore Cingulum (ACC, aufgeteilt in zwei Gebiete), drei präfrontale Areale (BA10, BA11 und BA46) und ein damit eng verschaltetes parietales Gebiet (BA7), und im Temporallappen die Amygdala (Amy) und der Hippocampus (HC). Als Grundlage hierfür dienten die in den Talairach-Raum überführten 3D-Aufnahmen mit einer Voxelgröße von 1 mm × 1 mm × 1 mm. Für alle Rindenareale gilt, daß sie sich auf die graue Substanz beschränken. Bei Aktivitätsclustern, die sich über mehrere Areale oder in die weiße Substanz erstrecken, wurden nur diejenigen Voxel ausgewertet, die innerhalb eines RoI liegen, und die Clustergröße ist entsprechend korrigiert angegeben.

Die Areale wurden wie folgt definiert:

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lateral-posteriorer Thalamus (Thal): Die lateral-posterioren Thamaluskerne wurden primär anhand ihrer Talairach-Koordinaten definiert. Die betrachtete ROI erstreckte sich mediolateral von |x| = 7 bis |x| = 20. Als anterioposteriore Grenzen wurden y = -12 und y = -30 festgelegt. Lediglich die craniocaudale Ausdehnung wurde direkt visualisiert, wobei als absolute Grenzen die Koordinaten z = -3 und z = 17 festgelegt wurden.

Somatosensorischer Cortex (S1): Zunächst wurde der Gyrus praecentralis anhand des von (Yousry et al., 97) beschriebenen knob im horizontalen Schnitt visuell identifiziert. Dann wurde der Gyrus postcentralis aufgesucht und entlang des Sulcus centralis nach cranial bis zum superioren Cortexpol und nach caudal bis zu einer horizontalen Schicht bei z = 24 verfolgt. Die oberste Schicht der funktionellen Aufnahmen lag in S1 im Bereich z = 60 biz Z = 65, so daß hier keine Aktivierungen mehr entdeckt werden können.

Somatosensorischer Cortex (S2, parietales Operculum: BA43 und Teile von BA40): Das parietale Operculum wurde anhand vorgegebener Grenzen visuell direkt identifiziert. Als Startkoordinaten für die Identifikation dienten die koronaren Schichten von y = 16 bis zur posterioren Insula.

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Insula (antIn und postIn): Die Insula konnte in den koronaren Schichten visuell erkannt und unter Zuhilfenahme der axialen Schnitte in ihrer gesamten anterioposterioren Ausdehnung identifiziert werden. Dabei diente als vordere Begrenzung der anterioren Insula der am weitesten anterior sichtbare Teil der Insula, als hintere Begrenzung der Koronarschnitt durch die Commissura anterior (y = 3). Die posteriore Insula wurde in anterior-posteriorer Richtung von einer Koronarschicht hinter der Commissura anterior (y = 2) bis zum am weitesten posterior sichtbaren Teil der Insula definiert (Poellinger et al., 01).

anteriores Cingulum (anteriorer cingulärer Gyrus: antCG und amCG): Das Cingulum wurde in vier Untereinheiten gegliedert: (1) anteriores cingulärer Gyrus (antCG), das posterior von einer koronaren Schicht, die vertikal durch unmittelbar vor der anterioren Begrenzung des Genu corporis callosi verläuft. (2) den vorderen Teil des mittleren Cingulumabschnittes (amCG), der sich vom Genu corporis bis zu einer koronaren Schicht erstreckt und die durch die Commissura anterior als ein Punkt dieser Schicht definiert ist (Poellinger et al., 01). Cingulum im engeren Sinne (BA24) und paracingulärer Cortex (BA32) wurden für beide Abschnitte getrennt ausgewertet.

präfrontale Areale: Im Präfrontalcortex wurden BA10, BA11 und BA46 als RoI betrachtet. BA 10 wurde unter Zuhilfenahme des Talairach-Atlas visuell in den horizontalen Schichten identifziert. BA 46 wurde innerhalb vorgegebener Talairach-Koordinaten anhand eines Atlasses identifiziert (vgl. Tab. 3.4-5). BA11 wurde visuell unter Vergleich mit einem Talairach-Atlas identifiziert. Als Startkoordinaten diente dabei die koronare Begrenzunge y = 16.

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Tab. 3.4-5: Talairach-Koordinaten der Region of Interest BA46

y

< 45

z

0 bis 32

< 40

0 bis 24

< 35

14 bis 28

< 32

14 bis 24

< 28

18 bis 33

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Temporo-parietale Kreuzung: BA 7 wurde zwischen den koronaren Schichten mit den Koordinaten y = -35 und y = -75 unter Zuhilfenahme eines Talairach-Atlasses visualisiert.

Amygdala:Die Amygdala wurde bei y = -4 zwischen x = 15 und x = 35 sowie z = -10 und z = -20 (entsprechend dem Rasterquadrat b10) visuell identifiziert und nach anterior sowie nach posterior bis y = -10 verfolgt.

Hippocampus: Der Hippocampus wurde ab y = -12 zunächst im gleichen Rasterquadrat wie die Amygdala identifiziert und im Verlauf nach posterior bis y = -33 verfolgt.


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11.12.2006