Mausmodell der akuten Nierentransplantatabstoßung und des IR-Schadens

im Mausmodell durch allogene Transplantation einer Spenderniere einer C57BI/6 (H^2b)-Maus auf eine Balb/c (H^2d)-Maus induziert werden.^43,44 Ein IR-Schaden im Transplantat ohne begleitende Abstoßung kann durch isogene Transplantation einer C57Bl/6-Niere auf eine C57Bl/6-Maus mit einer prolongierten, kalten Ischämiezeit von 60 Minuten und warmer Ischämie von 30 Minuten induziert werden.^17,43-45 Nach allogener NTx im Mausmodell kommt es innerhalb von 6 Tagen zu einer akuten Abstoßung mit ausgeprägten T-Zell-Infiltraten. Das Serumkreatinin steigt innerhalb der ersten Woche deutlich an, es kommt zum völligen Funktionsverlust des Nierentransplantats.^43,46 Tag 6 ist histologisch durch die Leukozyteninfiltration in das Nierengewebe charakterisiert. Neutrophile Granulozyten erscheinen in der Frühphase, wohingegen sich Monozyten, Makrophagen und T-Lymphozyten erst später präsentieren. Diese Zellinfiltrate können per Immunhistologie lokalisiert und mittels Fluorescence Activated Cell Sorting (FACS)-Analyse quantifiziert werden⁴⁷. Im Rahmen der Transplantation mit einer prolongierten, kalten Ischämiezeit von 60 Minuten entsteht bereits innerhalb von 24 Stunden ein IR-Schaden mit Zeichen der akuten Tubulusnekrose. Im isogenen Modell ist dieser Schaden meist reversibel, im allogenen Modell triggert er die TCMR.^47,48

Die NTx im Mausmodell stellt eine chirurgische Herausforderung dar. Es kann zu Komplikationen wie Thrombosen, Embolien, Gefäßstenosen und Blutungen kommen.^49,50 Durch eine modifizierte Anastomosentechnik kann die Operationstechnik optimiert und die Komplikationsrate gesenkt werden, die Erfolgsrate liegt danach bei 95%.⁴⁵

Einleitung 15 1.4 Diagnostische Methoden zur Beurteilung von pathologischen Veränderungen der

Transplantatniere

1.4.1 Laborchemische Diagnostik

In der klinischen Routine werden pathologische Veränderungen der Transplantatniere anhand eines Anstiegs des Serumkreatinins detektiert. Dieser ist jedoch in der frühen Phase nach Transplantation wenig sensitiv, da die Empfänger vorher dialysepflichtig waren und hohe Kreatinin-Werte vor Transplantation aufweisen.⁵¹ Erst bei ungefähr 50% Verlust an Nierengewebe kommt es zu einem signifikanten Anstieg des Kreatinins. Im klinischen Alltag ist das Kreatinin jedoch weiterhin der wichtigste Parameter, um eine Funktionseinschränkung im Nierentransplantat zu erkennen. Ein Anstieg des Kreatinins deutet auf eine mangelnde Transplantatfunktion hin.⁵² Faktoren wie das Alter, das Geschlecht und die Muskelmasse haben jedoch Einfluss auf den Kreatininwert. Ein weiterer wichtiger Parameter zur Beurteilung der Nierenfunktion ist die GFR. In der Klinik wird sie anhand des Kreatinins oder Cystatin C berechnet und berücksichtigt das Geschlecht und die ethnische Herkunft.^53,54,55 Eine objektivierbarere Clearance lässt sich durch die Infusion von körperfremden Markersubstanzen wie Inulin erreichen. Die Clearance-Messung durch exogene Markersubstanzen ist jedoch sehr aufwendig und wird in der klinischen Routinediagnostik nicht eingesetzt, sondern ist klinischen Studien vorbehalten.⁵⁵ In der Kleintierdiagnostik kann die Messung der Inulin-Clearance Hinweise auf die Nierenfunktion geben. Das Messen der Proteinausscheidung im Urin ergänzt die Diagnostik im Hinblick auf pathologische Veränderungen der Nierentransplantatfunktion.⁵⁶ Eine Zunahme der Proteinurie kann hinweisend für das Auftreten von Nierenerkrankungen sein, die mit einem Verlust des renalen Filters einhergehen. Dies spielt besonders bei Rezidiven von proteinurischen Nierenerkrankungen und auch bei der chronischen Transplantatabstoßung eine Rolle.^56,57 1.4.2 Sonografische Diagnostik

Der Ultraschall mit Untersuchung der Transplantat-Größe, dem Parenchym-Pyelon-Verhältnis und der Resistance-Index-Messung (RI) als nicht-invasive Methode kommt ebenso zur Untersuchung der Transplantatniere zur Anwendung. Obwohl die RI-Messung vielversprechende Informationen zu Krankheitsverläufen von Nierenerkrankungen liefert^58-60, ist sie ein unspezifischer Parameter. Die RI-Messung kann ebenfalls durch extrarenale Faktoren beeinflusst werden und ist stark untersucherabhängig. Einige Studien belegen, dass Nierentransplantate mit einem hohen renalen RI-Wert > 0,80 ein deutlich schlechteres Outcome als Transplantate mit normalen RI-Werten ~ 0,7 aufweisen.⁵⁹ Eine andere Studie

Einleitung 16 hingegen zeigte, dass ein erhöhter RI bei allogenen Transplantaten, die zu unterschiedlichen Zeitpunkten nach Transplantation biopsiert wurden, keinen Zusammenhang mit der entsprechenden Histologie sowie der Notwendigkeit einer Dialyse besitzt. Vielmehr korreliere der RI eher mit hämodynamischen Prozessen des Empfängers als mit der Histopathologie.⁶¹ Die RI-Messung ist stark untersucherabhängig. Auch Faktoren wie Tachykardie, Tachypnoe, Arteriosklerose beim Empfänger und arteriovenöse Fistelbildung beeinflussen den RI erheblich.⁶²

1.4.3 Histologische Diagnostik

Die Nierenbiopsie bietet die Möglichkeit der histologischen Untersuchung von Nierengewebe und ist Goldstandard in der Erkennung von akuten oder chronischen Nierentransplantatschäden.

Die Morphologie einer Transplantatabstoßung in der Histologie ist vielfältig. Die Einführung der Banff-Klassifikation für die Beurteilung histopathologischer Veränderungen im Rahmen von Nierentransplantat-Biopsien ist Standard in der klinischen Diagnostik und stellt eine Graduierung der Arten von Transplantat-Abstoßungen dar. Es werden folgende Kategorien der Transplantathistologie unterteilt⁶³:

▪ Normales Biopsat (keine histopathologischen Veränderungen)

▪ Antikörpervermittelte Abstoßung (ABMR)

▪ Borderline Veränderungen

▪ T-Zell-vermittelte Abstoßung (TCMR)

▪ Interstitielle Fibrose und Tubulusatrophie (IFTA)

▪ Andere pathologische Veränderungen, die nicht durch eine akute oder chronische Abstoßung hervorgerufen werden

Als objektivierbare diagnostische Kriterien wird über eine semiquantitative Auswertung der Grad an Tubulitis, intimaler Arteriitis, Glomerulitis, Kapillaritis und interstitieller Inflammation in der Banff-Klassifikation bewertet. Eine Zuordnung der verschiedenen Abstoßungstypen ist damit möglich.⁶³ Eine Limitation der Nierenbiopsie ist die Invasivität.

Eine Nierenbiopsie ist für den Patienten belastend und kann mit Komplikationen wie Blutungen, arterio-venöser Fistelbildung und Infektionen einhergehen. Schwere Blutungskomplikationen treten in ungefähr 1% der Fälle auf.^64,65 Eine weitere Limitation ist der „sampling error“. Da bei einer Nierenbiopsie nur eine kleine Gewebeprobe zu einem bestimmten Zeitpunkt analysiert werden kann, ist die Möglichkeit einer Über- oder Unterschätzung der pathologischen Veränderungen gegeben.⁶⁶

Einleitung 17 1.5 Multiparametrische funktionelle Magnetresonanztomografie zur Diagnostik von

pathologischen Veränderungen der Transplantatniere

Mit der MRT, auch Kernspintomografie genannt, können Schnittbilder vom Inneren des menschlichen Körpers in beliebiger Orientierung sowie mit hohem Weichteilkontrast angefertigt werden. Genügen die natürlichen Kontrastmechanismen nicht, so gibt es die Möglichkeit, gadoliniumhaltiges Kontrastmittel einzusetzen. Der Einsatz gadoliniumhaltiger Kontrastmittel hat jedoch Limitationen bei dialysepflichtigen Patienten und Patienten mit sehr stark eingeschränkter Nierenfunktion aufgrund des sehr geringen Risikos der Entwicklung einer nephrogenen systemischen Fibrose.⁶⁷ Außerdem sollten bei repetitiven Untersuchungen in großer Anzahl, wenn möglich, alternative kontrastmittelfreie Untersuchungstechniken vorgezogen werden, um Gadoliniumablagerungen im Gewebe, die bei einzelnen Kontrastmitteln und häufiger Kontrastmittelapplikation beobachtet wurden,⁶⁸ zu minimieren.

Im Gegensatz zur Computertomografie wird bei der MRT keine ionisierende Strahlung verwendet.⁶⁹ Dies ist insbesondere im Hinblick auf die Wiederholbarkeit der Untersuchungen von großem Vorteil.

Seit der Einführung der MRT in die klinische Medizin steht eine möglichst exakte Darstellung von morphologischen und strukturellen Gewebsprozessen im Vordergrund. In den letzten Jahren ist das Interesse an funktionellen MRT-Techniken, die eine nicht-invasive Charakterisierung und Quantifizierung von Gewebeeigenschaften, Perfusionsveränderungen und inflammatorischen sowie fibrosierenden Prozessen ermöglichen, gestiegen.⁷⁰ Eingesetzt wurde die funktionelle MRT zunächst in der Neuroradiologie, da hier die Bildgebung nicht durch Atembewegung oder Herzaktion erschwert wird. Heutzutage werden die funktionellen MRT-Techniken ebenso in anderen Körperregionen, wie dem Abdomen und dem Thorax, etabliert.⁷¹ Um Fortschritte in der räumlichen und zeitlichen Auflösung von MRT-Aufnahmen zu erzielen, finden im Forschungsbereich Geräte mit einer Magnetfeldstärke von 7 Tesla (T) oder höher zunehmend Verbreitung. Der Vorteil liegt in einem erhöhten Signal-zu-Rausch-Verhältnis im MRT, das folglich zu einer besseren Darstellung von morphologischen, strukturellen und funktionellen Gewebsprozessen führt. Zudem ermöglicht die Bildgebung mit hoher Magnetfeldstärke neue Kontraste, die zur Visualisierung von zuvor nicht sichtbaren Strukturen beiträgt. Im Bereich der neuroradiologischen Diagnostik werden Geräte mit einer Magnetfeldstärke von 7 T bereits klinisch angewendet.⁷²

Einleitung 18 Bei den in der klinischen Routine verwendeten MRT-Techniken handelt es sich um morphologische Techniken, die anhand von Signalunterschieden Gewebe, Entzündungsherde oder Tumore differenzieren. Dabei wird keine absolute Quantifizierung von Gewebeeigenschaften vorgenommen, sondern es werden relative Signalunterschiede anhand von Grauwerten dargestellt. Durch die funktionelle MRT lassen sich verschiedene MRT-Parameter bestimmen, die Aussagen über Nierenperfusion, Gewebeödem bei akuter Nierenschädigung, Gewebehypoxie, Zellinfiltration und Fibrose ermöglichen. Ein Vorteil ist die Ermöglichung einer absoluten Quantifizierung. Die quantitativen MRT-Parameter zwischen Individuen und Zeitpunkten können dabei genau verglichen und somit als Bildgebungsmarker für einen Krankheitszustand genutzt werden. Bei quantitativen MRT-Techniken, die bislang noch überwiegend in der Forschung eingesetzt werden, wird für jedes Volumenelement im Gewebe (Voxel) ein quantitativer Wert anhand einer mathematischen Gleichung aus den in der MRT-Sequenz definierten Scanparametern und dem gemessenen MRT-Signal errechnet. Die ermittelten Werte werden dann in einer Parameterkarte (Map) als Bild dargestellt, wobei jedem Grau- oder Farbwert ein absoluter quantitativer Wert, z.B. die Perfusion, zugeordnet ist. Alle in dieser Arbeit etablierten und genutzten funktionellen MRT-Techniken liefern gut reproduzierbare quantitative Parameter. Die quantitativen Messungen werden auf unterschiedliche Arten vorgenommen. Diese Methode erscheint sehr aussichtsreich, was bereits in ersten klinischen Untersuchungen demonstriert wurde.^73-78 Zu den funktionellen MRT-Techniken gehören unter anderem die Perfusionsmessung mittels Arterial Spin Labeling (ASL), das T1- und T2-Mapping (T1- und T2-Relaxationszeit) und die Diffusionsmessung, die über den Apparent Diffusion Coefficient (ADC) quantifiziert wird (Tabelle 1.1). Diese Techniken wurden in der vorliegenden Arbeit im Mausmodell der akuten Transplantatabstoßung durch den direkten Vergleich mit histologischen, immunhistologischen und molekularen Untersuchungen validiert.

Einleitung 19 Tabelle 1.1: Übersichtstabelle der funktionellen MRT-Techniken und entsprechenden Biomarker

MRT-Technik Biomarker

ASL Arterial Spin Labeling Renale Perfusion

T2 T2-Mapping Gewebeödem, Inflammation

T1 T1-Mapping Gewebeödem, Mikrostruktur

DWI Diffusion Weighted Imaging Zellinfiltration, Interstitielle Fibrose ADC Apparent Diffusion Coefficient

1.5.1 Arterial Spin Labeling zur Bestimmung der renalen Perfusion

Die Messung der Gewebeperfusion mittels MRT liefert funktionelle Informationen über die Blutversorgung der Gewebe, Strukturen des arteriellen Blutsystems sowie die Permeabilität von Gefäßwänden. Das Arterial Spin Labeling (ASL) ermöglicht die kontrastmittelfreie Bestimmung der Nierenperfusion. Wasserprotonen des arteriellen Blutes werden magnetisch durch Hochfrequenzpulse markiert und dienen dann als körpereigenes Kontrastmittel für die Messung der Durchblutung. Die Markierung der Protonen erfolgt auf zwei verschiedene Arten: In der ersten Aufnahme erfolgt die Markierung global, d.h. alle Protonen werden durch einen Hochfrequenzpuls nicht-selektiv invertiert (nicht-selektiver Inversionspuls). In der zweiten Aufnahme findet die Markierung selektiv in einer Schicht statt (schichtselektiver Inversionspuls).^79,80 Die Signaldifferenz zwischen den beiden Bildern, die mit nicht-selektiver und selektiver Inversion aufgenommen werden, ist mit der Gewebeperfusion assoziiert und kann absolut quantifiziert werden.⁸¹

Für die Messung der Nierenperfusion werden überwiegend sogenannte „Flow-sensitive Alternating Inversion Recovery“ (FAIR)-Techniken eingesetzt.⁸² Dies ist eine Pulsed Arterial Spin Labeling (PASL)-Technik, bei der die Markierung des arteriellen Blutes durch mehrere kurze Inversionspulse erreicht wird.⁸¹ Vorteil der ASL-Technik ist die kontrastmittelfreie und nicht-invasive Quantifizierung der Perfusion. Dadurch ist die Technik wiederholt und ohne Risiken für den Patienten oder das Versuchstier durchführbar und mit anderen MRT-Messungen kombinierbar.⁷³

In der Niere lieferte der Einsatz des ASL in den letzten Jahren vielversprechende Ergebnisse bei der Untersuchung von nierentransplantierten Patienten^62,73 oder Patienten mit Nierenarterienstenose.⁸³ Auch Hueper et al. (2014) etablierten die Messung der renalen

Einleitung 20 Perfusion mittels ASL im Mausmodell des akuten Nierenversagens nach einseitigem IR-Schaden. Veränderungen der Perfusion wurden im zeitlichen Verlauf gemessen und waren abhängig vom Schweregrad des akuten Nierenversagens. Eine Korrelation der im MRT nachweisbaren frühen Perfusionsveränderungen mit dem Grad des Tubulusschadens in der Histologie und dem Ausmaß des Volumenverlustes der Niere konnte detektiert werden.⁸⁴ Ebenfalls zeigte eine Studie von Hueper et al. (2015) vielversprechende Ergebnisse bezüglich der Anwendbarkeit der ASL-Messung zur Quantifizierung der renalen Perfusion bei Patienten mit einer DGF. Es bestand eine Korrelation zwischen der gemessenen renalen Perfusion und der renalen Funktion.⁶²

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

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

Standort: Imaging Center des Zentralen Tierlabors der Medizinischen Hochschule Hannover

Im Dokument Multiparametrische funktionelle Magnetresonanztomografie zur nicht-invasiven Beurteilung von pathologischen Veränderungen der Transplantatniere in Mausmodellen (Seite 16-0)