Longitudinale (T1-) und transversale (T2-) Relaxationszeit zur Bestimmung des

Die Quantifizierung der T1- und T2-Relaxationszeiten bietet die Möglichkeit, die Gewebezusammensetzung sowie den Wassergehalt des Gewebes zu bestimmen. Ein Anstieg der Relaxationszeiten deutet auf einen erhöhten Wassergehalt hin.^85-87 Da ein akuter Gewebeschaden zur Ausbildung eines Gewebeödems mit erhöhtem Wassergehalt führt, bietet die Messung der T1- und T2-Relaxationszeit eine gute Möglichkeit zur Beurteilung einer akuten Nierenschädigung im Rahmen eines IR-Schadens oder im Rahmen einer Transplantatabstoßung.^88,89

Die longitudinale T1-Relaxationszeit, auch Spin-Gitter-Relaxationszeit genannt, ist ein Maß für die Energie, die der Spin auf der Rückkehr in seinen Ruhezustand mit der Umgebung austauscht. Der Übergang der longitudinalen Magnetisierung in ihren Gleichgewichtszustand ist die T1-Relaxation. Dieser Prozess verläuft exponentiell in der Zeit t und ist abhängig von Temperatur, Viskosität und innerer Bewegung der Moleküle.⁸⁵ Die Inversion-Recovery-Sequenz ist bis heute die Standardmethode zur Messung der longitudinalen T1-Relaxationszeit. Dabei findet die Datenerfassung nach einer Inversion der Magnetisierung und einer anschließenden Wartezeit (Inversionszeit, TI) statt. Dazu wird als Ausgangsposition die Gleichgewichtsmagnetisierung bestimmt, die darauffolgend mit einem 180°-Winkel ausgelenkt wird, wonach die Relaxation beginnt. Nach bestimmten Wartezeiten zur Erholung der longitudinalen Magnetisierung in das thermische Gleichgewicht („recovery“) und unterschiedlichen Inversionszeiten wird aus der Längsmagnetisierung durch einen 90°-Impuls eine Quermagnetisierung erzeugt und aufgenommen.⁹⁰ Da Magnetisierungskomponenten mit unterschiedlichen T1-Zeiten unterschiedlich schnell relaxieren, kann T1 zu verschiedenen Inversionszeiten gemessen und bestimmt werden. Durch Variierung der Inversionszeit kann

Einleitung 21 zudem der Bildkontrast verändert werden.⁸⁵ Flüssigkeiten, insbesondere Wasser, weisen lange T1-Werte auf, da für Wasserstoffatome in einem homogenen Medium der Austausch der Energie mit der Umgebung weniger möglich ist. Gewebe mit kompakter Beschaffenheit haben kürzere T1-Werte, da die Energie in diesem Fall besser abgegeben werden kann. Diese Eigenschaft erlaubt eine Aussage über den Wassergehalt in unterschiedlichen Geweben.⁸⁹ Die transversale T2-Relaxationszeit, auch Spin-Spin-Relaxationszeit genannt, beschreibt den Energieaustausch der Spins untereinander durch wechselnde lokale Magnetfeldveränderungen. Es kommt zur Dephasierung der Spins und zu einer Verringerung der transversalen Magnetisierung, die zu einer Verringerung des Messsignals führt.

Magnetfeldinhomogenitäten bewirken eine zusätzliche Dephasierung, die als T2*-Relaxationszeit bezeichnet wird. Diese Inhomogenitäten überlagern den normalen T2-Abfall und beschleunigen die Relaxation. Um diese jedoch auszuschalten, wird ein Spin-Echo erzeugt. Dieses basiert auf der Abfolge eines 90°- und 180°-Impulses. Pro Anregung wird ein Echo ausgelesen.⁹⁰ Zur Messung der T2-Relaxationszeit werden Multi-Spin-Multi-Echo-Sequenzen verwendet. Dabei lassen sich durch Anregung eines 90°-Impulses und darauffolgender, multipler 180°-Impulse mehrere verschiedene Spin-Echos erzeugen, die dann zu Bildern mit unterschiedlichen Echozeiten (Echozeit, TE) führen.⁸⁵

In der kardialen Bildgebung wurden die T1- und T2-Relaxationszeit zur Bestimmung von Ödem und Fibrose bei Patienten mit Myokardinfarkt bzw. Kardiomyopathie bereits im klinischen Alltag eingeführt.^91-94 Auch Hueper et al. (2013) stellten im Mausmodell des akuten Nierenversagens nach einseitigem IR-Schaden einen Anstieg der T2-Werte, der mit der Zellinfiltration als Korrelat der akuten Inflammation assoziiert war, in Abhängigkeit der Schwere der Nierenschädigung fest.⁸⁸ Hueper et al. (2014) zeigten ebenfalls, dass das T1-Mapping die Beurteilung renaler Pathologien nach Ischämie induziertem, akuten Nierenversagen im Mausmodell ermöglicht.⁸⁹

Einleitung 22 1.5.3 Diffusionsbildgebung zur Bestimmung inflammatorischer Zellinfiltration und

interstitieller Fibrose

In den letzten Jahren hat die Diffusionsbildgebung (Diffusion Weighted Imaging, DWI) eine deutliche Entwicklung erfahren. Besonders in der Diagnostik zerebraler Ischämien hat sich diese Methode aufgrund der hohen Sensitivität für frühe Veränderungen im klinischen Alltag etabliert.^95,96 In der Abdomenbildgebung wird die DWI mittlerweile als Standardsequenz eingesetzt und ist besonders zur Detektion und Charakterisierung von Tumoren gut geeignet.⁹⁷

Die Diffusionsbildgebung basiert auf der Messung von Diffusionsbewegungen von Wassermolekülen im Gewebe. Die Diffusion erfolgt durch thermische Eigenbewegung der Moleküle, die auch Brownsche Molekularbewegung genannt wird.⁹⁸

Zur Messung der Gewebediffusion werden zwei Gradientenimpulse der gleichen Dauer und zwei Hochfrequenzpulse benötigt. Der erste 90°-Impuls führt zu einer Auslenkung der Längsmagnetisierung in die Transversalebene und zur Dephasierung der Protonen. Nach einer bestimmten Diffusionszeit wird ein 180°-Impuls geschaltet, der gegenläufig ist und die Protonen wieder rephasiert. Die Daten können dann in Form eines Echozugs ausgelesen werden. Vorteile dieser ultraschnellen Echo Planar Imaging (EPI)-Technik, die in der Regel für die Diffusionsbildgebung verwendet wird, sind die Auslesung aller Zeilen der Bildmatrix mit nur einer Anregung und die deutlich reduzierte Untersuchungszeit.⁹⁹ Die Stärke der Diffusionsgewichtung eines MRT-Bildes wird durch den b-Wert angegeben.¹⁰⁰ Je größer der b-Wert und je höher die Beweglichkeit der Wasserprotonen, desto höher ist der von Diffusion verursachte Signalverlust. Durch die Messung der Diffusion mit mindestens zwei unterschiedlichen b-Werten kann der apparente Diffusionskoeffizient (Apparent Diffusion Coefficient, ADC) bestimmt werden, der in mm²/s angegeben wird. Dadurch können die Signale quantifiziert und die räumliche Verteilung mittels ADC-Map angegeben werden.^101,102 Klinische Studien demonstrieren die Reduktion des ADC bei verschiedenen Nierenerkrankungen wie der chronischen Niereninsuffizienz^103,104, der Ureterobstruktion¹⁰⁵ und Funktionsstörungen der Transplantatniere.^75,77,78 Togao et al. (2010) wiesen im Mausmodell der Ureterobstruktion nach, dass die Reduktion des ADC in der Niere mit Zellinfiltration und interstitieller Fibrose assoziiert ist.¹⁰⁶ Dieser Zusammenhang wurde ebenso von Hueper et al. (2013) im Mausmodell des akuten Nierenversagens nach IR-Schaden nachgewiesen⁸⁸. Darüber hinaus war bei Patienten mit einer DGF in der frühen Phase nach NTx eine signifikante Reduktion des ADC nachweisbar, die durch

Einleitung 23 Tubulusschädigung im Rahmen des IR-Schadens sowie Abstoßungsreaktionen mit zellulärer Infiltration und Transplantatfibrose erklärt werden kann. Somit ist die Diffusionsbildgebung eine vielversprechende diagnostische Methode für den Nachweis von Pathologien der Transplantatniere.^105,107

1.6 Zielsetzung

Ziel dieser Arbeit war es, akute Schädigungen der Transplantatniere in Mausmodellen mittels multiparametrischer funktioneller MRT nicht-invasiv zu untersuchen. Um die Transplantatschäden zu charakterisieren und Veränderungen quantitativ zu erfassen, sollten verschiedene Techniken der funktionellen MRT im Mausmodell eingesetzt und für die Bildgebung der Transplantatniere optimiert werden. Dazu wurden die kontrastmittelfreie ASL-Bildgebung zur Bestimmung der renalen Perfusion, das T1- und T2-Mapping zur Quantifizierung des Gewebeödems und der akuten Inflammation und die Diffusionsmessung zur Untersuchung inflammatorischer Zellinfiltration sowie interstitieller Fibrose genutzt.

Im ersten Versuchsteil der Arbeit sollte die multiparametrische funktionelle MRT an einem definierten Zeitpunkt (drei Wochen nach Transplantation) im Mausmodell der akuten Transplantatabstoßung nach allogener NTx im Vergleich zur isogenen NTx durchgeführt werden. Die Validierung der MRT-Messungen erfolgte durch den direkten Vergleich mit der Histologie, der Immunhistologie und der FACS-Analyse in demselben Tier. Es wurde ermittelt, wie sich die funktionellen MRT-Parameter bei bestimmten Pathologien verändern.

Im zweiten Versuchsteil der Arbeit wurden die validierten funktionellen MRT-Techniken eingesetzt, um frühe Veränderungen nach allogener und isogener NTx im Vergleich zu gesunden Kontrolltieren mittels serieller Untersuchungen in demselben Tier zu charakterisieren. Die Ergebnisse wurden mit der Histologie als Endpunktmessung verglichen und interpretiert.

Die Ergebnisse dieser Arbeit sollen somit die Grundlage für den Einsatz der multiparametrischen funktionellen MRT zur Untersuchung von molekularen Mechanismen, die für die akute Transplantatschädigung eine Rolle spielen, als auch zur Evaluierung von Effekten neuer experimenteller Therapien im Mausmodell bilden. Darüber hinaus soll die Arbeit helfen, die funktionelle MRT auch in der klinischen Routine bei Patienten, bei denen nur in seltenen Fällen ein detaillierter Abgleich von Bildgebungsparametern mit der Histopathologie möglich ist, einzusetzen und besser interpretieren zu können.

Material und Methoden 24

F4/80⁺ Biolegend, USA B153918 Rat

anti-mouse

1:1000

Fibronektin Abcam, USA AB2370 Rabbit

anti-mouse

1:200 CD3⁺ DAKO/Bizol, Deutschland A0452 Rabbit

anti-mouse

1:250

2.1.2 Sekundärantikörper Tabelle 2.2: Sekundärantikörper

Antikörper Firma Produkt-Nummer Spezies Verdünnung

Alexa Fluor 555 IgG

Invitrogen A21434 Goat anti-rat 1:500

2.1.3 FACS-Antikörper Tabelle 2.3: FACS-Antikörper

Antikörper

Produkt-Nummer Firma

CD45⁺ 30-F11 BD Pharmingen, Deutschland

CD19⁺ 6D5 BD Pharmingen, Deutschland

TCR⁺ H37-597 BD Pharmingen, Deutschland

CD11⁺ eF780 eBioscience/Thermo Fisher Scientific, Deutschland F4/80⁺ 123115 Biolegend, Kalifornien

Material und Methoden 25

2.1.4 Geräte

Tabelle 2.4: Verwendete Geräte

Name Hersteller

7 Tesla Kleintier-MRT Bruker Pharmascan, PHS701, Deutschland

Standort: Imaging Center des Zentralen Tierlabors der Medizinischen Hochschule Hannover

1-Kanal-Volumenspule Bruker, T10327 V3, Deutschland CODA Surgical Monitor Kent Scientific, USA

Kryostat Firma Leica, CM

3050S; 6 μm Schnittdicke Leica Microsystems GmbH, Deutschland Leica LM DB Leica Microsystems GmbH, Deutschland FACS Canto I BD Bioscience, Deutschland

2.1.5 Programme und Softwareprodukte

Tabelle 2.5: Verwendete Programme und Softwareprodukte

Name Hersteller

Matlab The MathWorks, USA

Elastix-Software Image Sciences Institute, University Medical Center Utrecht, Niederlande

Osirix-Software Version 6.0.2, Pixmeo, Schweiz GraphPad Prism 7.0 GraphPad Software, Inc., USA SPSS Version 23 IBM Corporation, USA

FACS Diva Software BD Bioscience, Deutschland

Material und Methoden 26

2.2 Versuchstiere und Haltung

Alle Experimente wurden durch die örtlich zuständige Veterinärbehörde des Niedersächsischen Landesamts für Verbraucherschutz und Lebensmittelsicherheit genehmigt.

Die Aktenzeichen der Tierversuchsvorhaben lauten 33.14-42502-04-11/0492 und 33.12-42502-04-14/1569. Für die Versuche wurden

▪ männliche Wildtyp Mäuse mit der Stammbezeichnung C57BL/6J^Han-ztm (H2^b) (B6) und

▪ Wildtyp Mäuse mit der Stammbezeichnung BALB/c J^Han-ztm (H2^d) (BALB/c)

mit einem Gewicht von jeweils 20 - 26 g und einem Alter zwischen zwölf und vierzehn Wochen verwendet. Die Tiere wurden von Charles River GmbH & Co. KG (Sulzfeld, Deutschland) und dem Institut für Versuchstierkunde (Medizinische Hochschule Hannover) bezogen. Zucht und Haltung der Versuchstiere erfolgte artgerecht im Zentralen Tierlabor der Medizinischen Hochschule Hannover (Leiter: Prof. Dr. André Bleich) bei konstantem Tag-und-Nacht-Rhythmus (14:10) und freiem Zugang zu Trinkwasser sowie mit einer Standardernährung (Altromin Spezialfutter GmbH & Co. KG).

Für alle Operationen wurde eine Inhalationsnarkose mit Isofluran durchgeführt. Zur Schmerzbehandlung wurde vor Operation Turbogesic® (Butorphanol) 1 mg/kg subkutan verabreicht. Die Analgesie erfolgte entsprechend den aktuellen Empfehlungen der Gesellschaft für Versuchstierkunde GV-SOLAS.

Im Rahmen der Versuche wurden die Tiere täglich überwacht. Als Abbruchkriterium für die Versuche wurden das Auftreten von Ödemen und neurologischen Störungen genutzt, das Verweigern der Nahrungsaufnahme sowie Passivität der Tiere. Bei Verhaltensauffälligkeiten der Tiere oder struppiger Erscheinung wurde das Kreatinin vorzeitig gemessen, ein Kreatinin von > 300 µmol/l war ebenfalls als Abbruchkriterium definiert. Zur klinischen Beurteilung der Mäuse wurde die unten beschriebene Belastungstabelle verwendet (Tabelle 2.6). Bei einem Score von

฀

 3 erfolgte die unmittelbare Tötung des Versuchstieres.

Material und Methoden 27

Tabelle 2.6: Klinische Beurteilung der Versuchstiere

Score Qualität Merkmale

6 Sehr aktiv Kräftig, neugierig, schnelle Bewegungen

5 Aktiv Neugierig, schnelle, vereinzelte

Aktivitätspausen

4 Eingeschränkt Aktiv, Reagiert auf Zuwendung, häufige Aktivitätspausen

3 Ruhig, herabgesetzte Nahrungsaufnahme

Desinteressiert an der Umwelt, selten Aktivität, schläfrig

2 Lethargisch Keine Aktivität, Verharren, keine

Nahrungsaufnahme

1 Moribund Keine Aktivität, Atemschwierigkeiten, Tod zu

erwarten

Material und Methoden 28

2.3 Versuchsplan

Die Arbeit gliedert sich in zwei Versuchsteile, die in Abbildung 2.1 schematisch dargestellt sind.

Abbildung 2.1: Versuchsablauf zur Untersuchung akuter Schädigungen der Transplantatniere

Die Arbeit gliedert sich in zwei Versuchsteile. Der Versuchsplan ist in der Übersicht schematisch dargestellt und wird im folgenden Abschnitt genau erläutert.

Im ersten Versuchsteil wurde die akute Transplantatabstoßung im Mausmodell nach allogener NTx (n = 6 Tiere) im Vergleich zum transplantationsassoziierten IR-Schaden nach isogener NTx (n = 5 Tiere) an einem definierten Zeitpunkt (drei Wochen nach Transplantation) mittels multiparametrischer funktioneller MRT untersucht. Die Tiere wurden nach dem MRT an Tag 22 getötet und das Nierengewebe mittels Histologie, Immunhistologie und FACS-Analyse untersucht (Abbildung 2.1, Tabelle 2.7). Die Validierung der MRT-Messungen erfolgte durch den direkten Vergleich mit den Ergebnissen der Gewebsanalysen.

Es wurde ermittelt, wie sich die funktionellen MRT-Parameter bei bestimmten Pathologien verändern.

Im zweiten Versuchsteil wurden die validierten funktionellen MRT-Techniken eingesetzt mit dem Ziel, frühe Veränderungen nach allogener (n = 15) und isogener NTx (n = 17) mittels serieller Untersuchungen in demselben Tier zu charakterisieren. Zusätzlich wurden n = 19 gesunde B6-Mäuse als Kontrolle untersucht. Nach der letzten MRT an Tag 7 wurden die Tiere getötet, um histologische und immunhistologische Untersuchungen durchzuführen.

Morphologische Veränderungen wurden anschließend mit den MRT-Messungen verglichen (Abbildung 2.1, Tabelle 2.8).

Material und Methoden 29 Tabelle 2.7: Erster Versuchsteil – Querschnittsanalyse mit direktem Vergleich zwischen den funktionellen MRT-Parametern und den ex vivo-Analysen

Modell Spender Empfänger

Kalte Ischämie

Warme Ischämie

MRT-Tag nach OP

Anzahl Tiere Allogene

NTx

B6 BALB/c 60 min 30 min 21 6

Isogene NTx B6 B6 60 min 30 min 21 5

Tabelle 2.8: Zweiter Versuchsteil – Serielle MRT-Untersuchungen zur

Charakterisierung der Veränderungen im Modell der akuten Schädigung der Transplantatniere

Modell Spender Empfänger

Kalte Ischämie

Warme Ischämie

MRT-Tag nach OP

Anzahl Tiere

Kontrolltiere B6 B6 19

Allogene NTx B6 BALB/c 60 min 30 min 1 + 6 15

Isogene NTx B6 B6 60 min 30 min 1 + 6 17

Material und Methoden 30

2.4 Modell der akuten Nierentransplantatabstoßung

Alle Nierentransplantationen wurden vom Gefäßchirurgen Dr. med. Song Rong (Klinik für Nieren- und Hochdruckerkrankungen) an der Medizinischen Hochschule Hannover durchgeführt. Als Modell der akuten Nierentransplantatabstoßung wurde ein bereits gut etabliertes und charakterisiertes Modell der allogenen NTx verwendet.⁴⁵ Der Spender wurde per Isofluran-Inhalation (3% während der Einleitung und 1-2% zum Erhalt der Narkose; Air 200 ml/min) anästhesiert. Butorphanol diente als Analgetikum (1 mg/kg subkutan). Nach medianer Laparotomie wurde die linke Niere inklusive Nierenarterie und -vene sowie Ureter en bloc präpariert und entnommen.

Der Empfänger wurde wie oben beschrieben mit Isofluran anästhesiert. Nach medianer Laparatomie wurde die linke Eigenniere entnommen. Dann wurden die Gefäße der Transplantatniere per End-zu-End-Anastomose mit der Aorta und Vena cava des Empfängers sowie der Ureter direkt mit dem Dach der Harnblase verbunden (Abbildung 2.2). Die rechte Eigenniere verblieb im Empfängertier.⁴⁵

Abbildung 2.2: Modell der Nierentransplantation

Die rechte Eigenniere verblieb im Empfängertier während die linke Niere entfernt und eine Spenderniere transplantiert wurde. A zeigt ein koronares T2-gewichtetes MRT-Bild einer Maus vor NTx, B zeigt ein koronares T2-gewichtetes MRT-Bild einer Maus nach NTx mit Darstellung der anatomischen Strukturen.

Material und Methoden 31 2.5 Multiparametrische funktionelle MRT zur Untersuchung akuter Schädigungen

der Transplantatniere im Mausmodell

Die MRT-Untersuchungen der nierentransplantierten Mäuse und gesunden Kontrolltiere erfolgten in Isoflurannarkose (3% während der Einleitung und 1-2% zum Erhalt der Narkose) an dem speziellen Kleintier-MRT mit einer Magnetfeldstärke von 7 T (Bruker Pharmascan, PHS7016, Ettlingen, Standort Imaging Centers des Zentralen Tierlabors der Medizinischen Hochschule Hannover). Zur Signalaufnahme wurde eine 1-Kanal-Volumenspule (Bruker, T10327 V3, Ettlingen in Deutschland) verwendet. Die Scanzeit für ein Tier betrug 60 bis 75 Minuten. Die Atemfrequenz wurde überwacht und die Narkosetiefe so reguliert, dass die Atemfrequenz konstant bei etwa 50 bis 60 Atemzügen pro Minute lag.

Aufgrund technischer Probleme konnten einzelne MRT-Sequenzen nicht bei allen Tieren ausgewertet werden. Daher kann die Tieranzahl bei den verschiedenen MRT-Parametern variieren.

2.5.1 Multiparametrisches MRT-Protokoll

Zur Beurteilung von funktionellen und mikroskopischen Veränderungen der Transplantatnieren wurde ein multiparametrisches MRT-Protokoll eingesetzt. Dieses umfasste neben morphologischen Sequenzen Perfusions- und Diffusionssequenzen sowie T1- und T2-Mapping.^84,88,89 Die Messungen wurden in einer zentralen koronaren Schicht durch die Nierenmitte akquiriert. Die Scanparameter und die aus den Sequenzen ermittelten morphologischen und funktionellen MRT-Parameter sind in Tabelle 2.9 zusammengefasst.

Material und Methoden 32

Tabelle 2.9: MRT-Protokoll und Scanparameter am 7 T Bruker Pharmascan

Sequenz

FAIR-EPI-ASL Registrierung Koronar TR = 18000 ms TE = 16,4 ms

Registrierung Koronar TR = 18000 ms TE = 16,4 ms

ADC = Apparent Diffusion Coefficient; ASL = Arterial Spin Labeling; DWI = Diffusion Weighted Imaging; EPI = Echo Planar Imaging; FAIR = Flow-sensitive Alternating Inversion Recovery; FOV = Field of View; TE = Echo Time; TI = Inversion Time;

TR = Repetition Time; TSE = Turbo-Spin-Echo

Material und Methoden 33

2.5.2 Arterial Spin Labeling zur Bestimmung der renalen Perfusion

Um die renale Perfusion zu quantifizieren, wurde die FAIR-EPI-ASL-Sequenz mit folgenden Scanparametern verwendet: TR/TE = 18000/16,4 ms, TI = 2000 ms, Matrix = 128 x 128, FOV = 35 x 35 mm², Schichtdicke = 2 mm. Unter Berücksichtigung der unterschiedlichen Signalstärken von MRT-Aufnahmen mit schichtselektivem (Kontrollbild) und nicht-selektivem Inversionspuls (Labelingbild) konnte die renale Perfusion (f) nach einem etablierten Verfahren gemäß der folgenden mathematischen Gleichung berechnet werden^79,80

ΔM1 ist die Signaldifferenz zwischen den Kontroll- und Labelingbildern, während M0 der vollkommen relaxierten longitudinalen Magnetisierung entspricht. Für die longitudinale Relaxationszeit des arteriellen Blutes (T1a) wurde eine Inversionszeit von 2200 ms festgelegt.¹⁰⁸ Die apparente Relaxationszeit T1app wurde pixelweise berechnet auf Basis der Analyse der Signaldifferenz ΔM, M0 und T1.

฀

 gibt den Blut-Gewebs-Teil-Koeffizient für Wasser mit einem konstanten Wert von 80 ml/100 g an.^82,109,110 Das in der vorliegenden Arbeit genutzte Prinzip zur Perfusionsmessung mittels ASL ist in Abbildung 2.3 dargestellt.

Abbildung 2.3: Schematische Darstellung der Perfusionsmessung mittels ASL

FAIR-ASL-Bilder wurden mittels eines nicht-selektiven (Mitte, Labelingbild) und mittels eines schichtselektiven Inversionspulses (links, Kontrollbild, Tag) erzeugt. Die Schichtpositionierung ist in rot, der Inversionspuls in gelb dargestellt (oben). Die mit der jeweiligen Inversion erzeugten Bilder sind in der unteren Zeile gezeigt. Die renale Perfusion ist abhängig von der Signaldifferenz zwischen den beiden Bildern und wird in ml/(min*100g) angegeben (Farbskala rechts unten).

฀

f =  2₀

M₁ M₀

1/T_1a −1/T_app

exp(−TI/T_1app)−exp(−TI/T_1a)

Material und Methoden 34 2.5.3 Transversale (T2-) Relaxationszeit zur Bestimmung von Inflammation und

Gewebeödem

Die T2-Relaxtionszeit wurde mit Hilfe atemgetriggerter Multi-Echo-Spin-Echo-Sequenzen gemessen. Folgende Scanparameter wurden verwendet: TR = 2000 ms, 7 TE = 11-77 ms, Matrix = 256 x 256, FOV = 35 x 35 mm², Schichtdicke = 2 mm. Die T2-Relaxationszeiten ergeben sich entsprechend folgender Gleichung: S(t) = S0e^-TE/T2

Dabei ist S(t) die Signalintensität bei einer bestimmten Zeit t, TE die Echozeit und S0 das Signal bei vollständiger, transversaler Relaxation. Die Bilder bei unterschiedlichen Echozeiten und die daraus nach der oben genannten Gleichung berechneten quantitativen T2-Relaxationszeiten sind in Abbildung 2.4 am Beispiel einer gesunden Niere dargestellt.

Abbildung 2.4: Bestimmung der T2-Relaxationszeit des Nierengewebes

Zur Bestimmung der T2-Relaxationszeit wurden koronare MRT-Bilder der Niere mit sieben unterschiedlichen Echozeiten (TE) aufgenommen (TE = 11-77 ms). Die Signalintensität nimmt mit zunehmender Echozeit ab, wobei Gewebe mit langer T2-Relaxationszeit einen langsamen und Gewebe mit kurzer T2-Relaxationszeit einen schnellen Signalabfall zeigen.

Die T2-Parameterkarte (T2-Map, rechts unten) liefert für jeden Bildpixel einen aus den Signalintensitäten bei unterschiedlichen Echozeiten berechneten, absolut quantifizierten Wert:

die T2-Relaxationszeit (Gleichung siehe oben).

Material und Methoden 35 2.5.4 Longitudinale (T1-) Relaxationszeit zur Bestimmung von Gewebeödem und

Mikrostruktur

Die Messung der T1-Relaxationszeit erfolgte mittels Inversion-Recovery-EPI-Sequenz mit folgenden Scanparametern: TR = 18000 ms, TE = 16,4 ms, 13 TI = 100-8000 ms, Matrix = 128 x 128, FOV = 35 x 35 mm², Schichtdicke = 2 mm. Entsprechend dem T2-Mapping wurden aus den Signalintensitäten der Bilder mit unterschiedlichen Inversionszeiten für jeden Bildpixel absolute T1-Relaxationszeiten errechnet und in der Parameterkarte (T1-Map) dargestellt. Die T1-Relaxationszeiten ergaben sich entsprechend folgender Gleichung:

S(TI) = S0(1-2e^-TI/T1), wobei S(TI) das Signal bei einer bestimmten Inversionszeit TI und S0

das Signal bei vollständiger, longitudinaler Relaxation ist.

2.5.5 Diffusionsbildgebung zur Bestimmung der inflammatorischen Zellinfiltration und interstitiellen Fibrose

In koronarer Schichtführung wurden atemgetriggerte, fett-gesättigte diffusionsgewichtete EPI-Sequenzen aufgenommen. Folgende Scanparameter wurden verwendet: TR = 4000 ms, TE = 22 ms, Matrix = 128 x 128, FOV = 35 x 35 mm², Schichtdicke = 2 mm. Es wurden Messungen mit sieben Diffusionsgewichtungen mit b-Werten von 0, 50, 100, 200, 300, 500, 700 s/mm² durchgeführt. Basierend auf den gemessenen Signalintensitäten bei unterschiedlichen b-Werten wurde der scheinbare Diffusionskoeffizient (ADC) bestimmt und eine entsprechende Parameterkarte (ADC-Map) erstellt. Die Berechnung erfolgte entsprechend folgender Gleichung: S(b) = S0 exp(-b×ADC), wobei S(b) die Signalintensität bei einem bestimmten b-Wert und S0 die Signalintensität bei b = 0 s/mm² ist. Der ADC-Wert repräsentiert eine gewebsspezifische Größe und beschreibt die Diffusionsfläche pro Zeiteinheit (mm²/s).^111,112 Je stärker die Diffusionsbewegung, desto stärker ist der Signalabfall und desto höher der ADC-Wert. Bei hoher Zelldichte oder Fibrosierung des Gewebes ist die Diffusion der Protonen durch Zellmembranen und Bindegewebe eingeschränkt.

Dementsprechend besteht ein geringer Signalabfall bei steigender Diffusionsgewichtung und der ADC-Wert ist niedrig.

Material und Methoden 36 2.5.6 Berechnung der funktionellen Parameter und Auswertung der

MRT-Untersuchungen

Zur Berechnung der funktionellen Parameter und Erstellung der Parameterkarten wurde die Software Matlab (The MathWorks, USA) verwendet. Zur Korrektur von Atembewegungen wurde bei ASL- und T1-Sequenzen mit Hilfe der Software Elastix (Open Source Software:

http://elastix.isi.uu.nl/) eine Registrierung der Einzelbilder vorgenommen.¹¹³ Dabei sollen zwei oder mehrere Bilder einander angeglichen werden und bestmöglich übereinstimmen. Bei T2- und Diffusions-Sequenzen war eine Registrierung nicht nötig, da diese Messungen mit Hilfe eines Atemtriggers an die Atmung angepasst wurden. Mit der Software OsiriX (v.6.0.2, Pixmeo, Schweiz) konnten radiologische DICOM-Bilddaten dargestellt und verarbeitet werden. Auf den zuvor berechneten Parameterkarten wurden Regionen definiert („region of

http://elastix.isi.uu.nl/) eine Registrierung der Einzelbilder vorgenommen.¹¹³ Dabei sollen zwei oder mehrere Bilder einander angeglichen werden und bestmöglich übereinstimmen. Bei T2- und Diffusions-Sequenzen war eine Registrierung nicht nötig, da diese Messungen mit Hilfe eines Atemtriggers an die Atmung angepasst wurden. Mit der Software OsiriX (v.6.0.2, Pixmeo, Schweiz) konnten radiologische DICOM-Bilddaten dargestellt und verarbeitet werden. Auf den zuvor berechneten Parameterkarten wurden Regionen definiert („region of

Im Dokument Multiparametrische funktionelle Magnetresonanztomografie zur nicht-invasiven Beurteilung von pathologischen Veränderungen der Transplantatniere in Mausmodellen (Seite 22-0)