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1.  Einleitung

1.1.  Kontext

Mit der Entwicklung der Positronenemissionstomografie (PET) und der funktionellen Magnetresonanztomografie (fMRT) sind Neurowissenschaftler in die Lage versetzt worden, nichtinvasiv und in vivo Aufnahmen des gesamten Gehirns mit hoher räumlicher und zeitlicher Auflösung zu erstellen, die die neuronale Aktivität der einzelnen Gehirnregionen abbilden. Diese Möglichkeit der funktionellen Bildgebung des Gehirns hat wesentlich zu unserem heutigen Verständnis der Funktion dieses Organs beigetragen und es ist abzusehen, dass aufgrund der kurzen Zeit, die die Methoden für ihre Entwicklung hatten, die Forschungsmöglichkeiten längst noch nicht ausgereizt sind. Viele physiologische Funktionen des Gehirns wie Kognition, Emotion, Erinnerung, Sprache usw. sind bisher erst in Ansätzen verstanden und die Darstellung der Aktivität von Nervenzellen während der Ausführung dieser Funktionen scheint einer der Schlüssel für deren Verständnis zu sein. Die diesen sehr komplexen Funktionen zugrundeliegenden Substrukturen sind allerdings oft zu klein, um derzeit in den Bildern der PET oder der fMRT detailliert aufgelöst zu werden. Es ist kaum abzusehen, wie viel neue Erkenntnisse über die Funktionsweise des Gehirns eine verbesserte räumliche und zeitliche Auflösung dieser Methoden zu tage fördern wird.

Eines der bei der Darstellung kleinster Substrukturen der Organisation des Gehirns mittels neuer bildgebender Verfahren entstehenden Probleme ist die Tatsache, dass diese Blutfluss- und Blutoxygenierungsveränderungen, nicht die neuronale Aktivität selbst messen und darstellen. Neuronale Aktivität, Blutfluss und Blutoxygenierung in den aktivierten Arealen sind allerdings aneinander gekoppelt. Ein Phänomen, das als neurovaskuläre Kopplung bezeichnet wird, und das die Grundlage der modernen funktionellen Bildgebung des Gehirns darstellt. Werden Nervenzellen aktiv, so dilatieren die zuführenden kleinen Arterien und Arteriolen, der Blutfluss in das aktivierte Areal steigt an und durch eine vermehrte Anlieferung von Sauerstoff (bei nicht gleichermaßen steigendem Sauerstoffverbrauch der Nervenzellen) steigt die Konzentration von Sauerstoff im aktivierten Areal, die Konzentration von deoxygeniertem Hämoglobin sinkt. Dieses Absinken der deoxy-Hämoglobin-Konzentration wird z.B. von der fMRT gemessen.


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Viele Details der neurovaskulären Kopplung sind allerdings immer noch unverstanden. Da sie die Grundlage für die moderne funktionelle Bildgebung des Gehirns bilden, scheint es wichtig, diese Details zu klären. Eines der in den letzen Jahren am intensivsten diskutieren Details ist dabei die Frage, ob die Neuronen eines aktivierten Gehirnareals unmittelbar nach ihrer Aktivierung und noch vor der vaskulären Antwort, also vor der Dilatation der kleinen Arterien und Arteriolen, mehr Sauerstoff als im Ruhezustand verbrauchen und ob, wäre dies der Fall, dieser früh gesteigerte Sauerstoffverbrauch in den Blutgefäßen zu einem initialen Absinken der Sauerstoffkonzentration führt. Ein solches initiales Absinken der Sauerstoffkonzentration in den Blutgefäßen des aktivierten Areals vor Reaktion der Blutgefäße würde zwangsläufig zu einem Anstieg der Konzentration von deoxygeniertem Hämoglobin führen, es bestünde die Möglichkeit, dies mit Hilfe der fMRT zu messen. Im Gegensatz zu den heutigen Darstellungen der neuronalen Aktivität mittels fMRT, die durch Veränderungen des Blutflusses verursachte Oxygenierungsveränderungen des Blutes messen, könnten dann durch den Sauerstoffverbrauch der Neurone unmittelbar bewirkte Oxygenierungsveränderungen dargestellt werden. Diese wären sowohl räumlich als auch zeitlich enger mit der neuronalen Aktivität selbst korreliert. So erhielte man die Möglichkeit, die räumliche und zeitliche Auflösung der fMRT zu verbessern.

1.2.  Fragestellung

In der vorliegenden Arbeit soll folgende Frage untersucht werden:

Wie verändert sich die Konzentration von physikalisch gelöstem Sauerstoff in den Blutgefäßen des somatosensorischen Gehirnareals von Ratten durch somatosensorische Stimulation ?


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1.3.  Moderne bildgebende Verfahren des Gehirns

Zunächst sollen kurz diejenigen funktionellen bildgebenden Verfahren des Gehirns erläutert werden, deren Grundlage die neurovaskuläre Kopplung bildet. Diese Verfahren nutzen also für die Darstellung der neuronalen Aktivität von Gehirnregionen die durch diese Aktivität verursachten Veränderungen des Blutflusses oder der Blutoxygenierung. Eines der ersten und ein bis heute sehr wichtiges Verfahren ist die Positronenemissionstomografie (PET), Forschungen mit PET Mitte der 80er Jahre (Fox, 1986) bilden einen Ausgangspunkt für die aktuelle Diskussion über die neurovaskuläre Kopplung. Aufgrund überlegener räumlicher und zeitlicher Auflösung gewinnt seit Anfang der 90er Jahre ein weiteres Verfahren immer mehr an Bedeutung: die funktionelle Magnetresonanztomografie (fMRT). Beide Verfahren sind nicht invasiv und für die Anwendung am Menschen geeignet. Für die Grundlagenforschung werden zudem invasive Verfahren, die eine gegenüber der fMRT noch verbesserte räumliche und zeitliche Auflösung bieten, eingesetzt: Das Optical Imaging und die Imaging Spectroscopy.

Neben denjenigen Verfahren, deren Grundlage die neurovaskuläre Kopplung bildet, existieren auch solche, die sich die elektrischen Vorgänge an den Membranen der Nervenzellen während deren Aktivierung direkt zunutze machen. Dazu gehören z.B. die Elektroenzephalografie (EEG) und die Magnetenzephalografie (MEG). Beide Methoden erreichen allerdings, zumindest zum jetzigen Zeitpunkt, nicht die räumliche Auflösung der PET oder der fMRT.

1.3.1. Positronenemissionstomografie (PET)

Die funktionelle Bildgebung des Gehirns mit der Positronenemissionstomografie (PET) beruht auf der Messung radioaktiver Strahlung (Gammastrahlung) durch ringförmig um den Schädel angeordnete Detektoren. Die Strahlung wird emittiert von einem vorher injizierten Radionuklid. Dieses emittiert Positronen (daher der Name PET), die sich beim Auftreffen auf ein Elektron mit diesem in zwei, in genau entgegengesetzter Richtung entweichende Gammaquanten umwandeln. Aufgrund des gleichzeitigen Eintreffens dieser beiden Gammaquanten an gegenüberliegenden Detektoren kann auf den Ort ihres Entstehens geschlossen werden (dieser muss sich also auf gerader Strecke zwischen den beiden [Seite 9↓] Detektoren befinden). Werden ausreichend viele Strahlen emittiert, so lässt sich ein zweidimensionales Schnittbild des Gehirns erstellen. Da der Ort der Bildung der Gammastrahlen aus Positron und Elektron einige Millimeter vom Ort der Emission des Positrons entfernt liegen kann, ist die räumliche Auflösung der PET technischen Beschränkungen unterworfen. Zur Messung der Gehirnfunktion werden Marker benutzt, deren Konzentration sich im Rahmen der Antwort der Blutgefäße auf neuronale Aktivität in den aktivierten Arealen verändert: Radioaktiv markiertes Wasser, radioaktiv markierter Sauerstoff, radioaktiv markierte Glucose. Die gemessenen Konzentrationen werden dann farbkodiert im zeitlichen Verlauf dargestellt.

1.3.2. Funktionelle Magnetresonanztomografie (fMRT)

Atomkerne mit ungerader Ordnungszahl (also z.B. Wasserstoff) besitzen eine Eigenrotation (Spin), die ein magnetisches Feld erzeugt. Normalerweise sind die magnetischen Felder vieler benachbarter Atome hinsichtlich ihrer Ausrichtung zufällig verteilt, legt man allerdings von außen ein Magnetfeld an, so richten sich die Magnetfelder dieser Atomkerne nach dem von außen angelegten Feld B0 aus und führen eine Kreiselbewegung um die Feldlinien dieses Feldes aus (Präzessionsbewegung). Die derart ausgerichteten Magnetfelder der Atomkerne absorbieren elektromagnetische Wellen eines Anregungspulses einer bestimmten Frequenz (Larmorfrequenz: die Frequenz der Präzessionsbewegung), dabei richten sie sich in Richtung des magnetischen Feldes dieses Anregungspulses (B1 ) aus. Bei der etwas später erfolgenden Rückkehr in den Ausgangszustand (Relaxation), der energetisch günstiger ist, emittieren sie elektromagnetische Wellen gleicher Frequenz (Resonanz) und können so Wechselstrom in einer Spule induzieren, dieser wird gemessen. Enthält das angelegte Magnetfeld einen Gradienten, so hängt die Resonanzfrequenz von der Lage des die Resonanz erzeugenden Moleküls innerhalb des Magnetfeldes ab, umgekehrt kann also aus der Resonanzfrequenz auf den Ort geschlossen werden. Mit Hilfe der Messung von induziertem Wechselstrom einer einzigen Spule können so zweidimensionale Schnittbilder errechnet werden.

Die funktionelle Magnetresonanztomografie benutzt die Tatsache, dass deoxy-Hämoglobin andere magnetische Eigenschaften besitzt als oxy-Hämoglobin: deoxy-Hämoglobin ist paramagnetisch (freies Elektron, d.h. gute Magnetisierbarkeit), oxy-Hämoglobin diamagnetisch (gepaartes Elektron, d.h. schlechte Magnetisierbarkeit). Der [Seite 10↓] Paramagnetismus, d.h. die gute Magnetisierbarkeit, macht deoxy-Hämoglobin zu einem endogenen Kontrastmittel der MRT. Die Messung der Änderung der deoxy-Hämoglobin-Konzentration kann aufgrund der oben beschriebenen Tatsache, dass die Aktivierung von Neuronen in den Blutgefäßen ihrer Umgebung zum Absinken der deoxy-Hämoglobin-Konzentration führt, zur Darstellung der Gehirnfunktion (der neuronalen Aktivität) verwendet werden. Die so durchgeführte funktionelle Bildgebung wird als BOLD-fMRI bezeichnet: Blood Oxygenation Level Dependent functional Magnetic Resonance Imaging (Ogawa 1990).

Die Tatsache, dass die fMRT nicht die neuronale Aktivität selbst, sondern die daran gekoppelte Blutoxygenierungsantwort (Veränderungen der deoxy-Hämoglobin-Konzentration) misst, führt zu Problemen in der Interpretation insbesondere hochauflösender fMRT-Daten. So ist für diese Interpretation eine genaue Kenntnis der räumlichen und zeitlichen Beziehung zwischen Nervenzellaktivität und Blutflussantwort wichtig. Diese weist einige Charakteristika auf, die die Auflösung der fMRT beschränken:

  1. zeitliche Auflösung: Die deoxy-Hämoglobin-Konzentration im aktivierten Gehirnareal beginnt erst (je nach Spezies) nach etwa drei Sekunden abzufallen. Aktivität, die schon vorhanden ist, kann also noch nicht dargestellt werden. Nach Beendigung der neuronalen Aktivität dauert es einige Sekunden bis sich die deoxy-Hämoglobin-Konzentration wieder normalisiert hat (dann wird "Aktivität" gemessen, die nicht mehr vorhanden ist).
  2. räumliche Auflösung: Das Areal, in dem der Blutfluss ansteigt (und damit die deoxy-Hämoglobin-Konzentration fällt) scheint wesentlich größer zu sein als das Areal der aktivierten Nervenzellen (der in der fMRT gesehene "Aktivierungsbereich" ist also größer als der tatsächliche Aktivierungsbereich). Die vaskuläre Antwort scheint allerdings in zunehmender Entfernung vom aktivierten Areal kleiner zu werden (Mayhew 1999), die messbaren Veränderungen sind dennoch im Bereich von mehreren Millimetern größer als das Areal der neuronalen Aktivität (Malonek 1996)


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1.3.3.  Optical Imaging und Imaging Spectroscopy

Eine Steigerung der räumlichen Auflösung in der funktionellen Bildgebung des Gehirns lässt sich mit optischen Verfahren erreichen. Diese greifen zwar auf die gleichen physiologischen Grundlagen zurück (neurovaskuläre Kopplung), und unterliegen somit ähnlichen Restriktionen in der Interpretation, bieten aber (zumindest zur Zeit noch) aufgrund ihrer technischen Gegebenheiten eine höhere räumliche und zeitliche Auflösung. Eines der besten Verfahren ist das Optical Imaging:

Hierbei wird der Kortex des Gehirns mit Licht einer bestimmten, vorher gewählten Wellenlänge beleuchtet. Das reflektierte Licht erzeugt in einer Videokamera zweidimensionale Bilder der Kortexoberfläche (räumliche Auflösung: ca. 50 Mikrometer, zeitliche Auflösung: mehrere Bilder pro Sekunde). Die Absorptionsspektren von oxy- und deoxy-Hämoglobin unterscheiden sich im Bereich des sichtbaren Lichts, gleichzeitig sind oxy- und deoxy-Hämoglobin die quantitativ wichtigsten in diesem Bereich des Lichts absorbierenden Stoffe im Kortex des Gehirns, deren Konzentrationen sich im Zusammenhang mit der neuronalen Aktivität ändern. So lassen sich mit Optical Imaging Veränderungen in ihrer Konzentration darstellen, folglich Veränderungen der Blutoxygenierung und so Veränderungen der neuronalen Aktivität.

Bei einer Wellenlänge des den Kortex beleuchtenden Lichtes von 605 nm ist etwa die Absorption von oxy-Hämoglobin wesentlich geringer als die von deoxy-Hämoglobin, so dass Veränderungen in der Intensität des reflektierten Lichts, die mit Hilfe der Videokamera gemessen werden, zum größten Teil durch Änderungen der Konzentration von deoxy-Hämoglobin bedingt sind. Messungen der Absorption bei 605nm stellen also eine Annäherung an Messungen der Konzentration von deoxygeniertem Hämoglobin und somit der Blutoxygenierung dar. Diese Messungen sind dennoch vorsichtig zu interpretieren: Ebenso wie eine geringfügige Erhöhung der deoxy-Hb-Konzentration kann auch eine deutliche Erhöhung der oxy-Hb-Konzentration zu einer verstärkten Absorption bei 605 nm führen, diese beiden Prozesse können also nicht ohne weiteres voneinander unterschieden werden.

Um dieses Problem zu lösen und die Veränderungen der Konzentration von oxy-Hb und deoxy-Hb besser unterscheiden zu können, entwickelten Malonek et. al. die Imaging Spectroscopy: Hierbei werden große Bereiche der (bekannten) Absorptionsspektren von oxy- und deoxy-Hämoglobin an gemessene Absorptionsspektren linear angepasst (Malonek 1996). Dabei verliert man die zweite räumliche Dimension des Bildes: Eine einzelne Linie [Seite 12↓] ("Slit-like Cortical Image": Breite ca. 100-200 Mikrometer) des zweidimensionalen Bildes der weiß beleuchteten Kortexoberfläche wird durch ein Gitter in ihre spektralen Anteile zerlegt, so dass man zu jedem Punkt der Linie nicht nur die Intensität des reflektierten Lichts bei einer einzigen Wellenlänge, sondern im gesamten Spektrum messen kann. Das entstehende zweidimensionale Bild zeigt dann die Intensität des reflektierten Lichts, dabei gibt die Abszisse die Wellenlänge und die Ordinate die Lokalisation im Slit an (Spatiospectral Image).

Die Imaging Spectroscopy bietet somit die Möglichkeit, die (relativen) Konzentrationsveränderungen von oxy- und deoxy-Hämoglobin getrennt darzustellen.

1.3.4. Der DPF (Differential Pathlength Factor)

Ein methodisches Problem der Imaging Spectroscopy stellt die Tatsache dar, dass die Eindringtiefe von Licht in den Kortex von seiner Wellenlänge abhängt. Zusätzlich besitzt das Gewebe streuende Eigenschaften. Lichtstrahlen großer Wellenlänge dringen tiefer ins Gewebe ein und werden (durchschnittlich) häufiger gestreut, so dass die Wegstrecke (Pfadlänge), die sie im Gewebe zurücklegen, größer ist als die des Lichts mit niedriger Wellenlänge. Die Konzentrationen von oxy- und deoxy-Hämoglobin werden aber anhand der Absorptionsspektren über einen großen Wellenlängenbereich (der etwa von 500nm bis 600nm reicht) berechnet. Dabei hat etwa das Licht mit 600nm Wellenlänge durchschnittlich einen größeren Weg im Gewebe zurückgelegt als das Licht mit 500nm Wellenlänge.

Die Berechnung der Konzentrationen erfolgt nach dem Lambert-Beerschen Gesetz:

Dabei bezeichnet E die Extinktion des Lichts im Medium, ε einen vom Medium abhängigen Extinktionskoeffizienten, c die Konzentration der lichtabsorbierenden Substanz und d die Schichtdicke des Mediums.

Da nun die Schichtdicke d, also der Weg, den das Licht im Medium zurücklegt (die Pfadlänge) für unterschiedliche Wellenlängen verschieden ist, entstehen Fehler bei der Berechnung der Konzentrationen von oxy- und deoxy-Hämoglobin aus den Absorptionsspektren. Diese Fehler können zu einem Teil vermieden werden durch das [Seite 13↓] Einführen eines wellenlängenabhängigen Korrekturfaktors: Der sogenannte Differential Pathlength Factor (DPF) (Kohl 2000).

Die durch die Analyse ohne diesen Korrekturfaktor (Constant Pathlength Analysis) entstehenden Fehler können dabei qualitativer Natur sein: In Messungen von Lindauer et al. (Lindauer 2001) zeigten die Daten bei Constant Pathlength Analysis (das Lambert-Beer Gesetz wird unter der Annahme gleicher Schichtdicken ( = Pfadlängen) für alle Wellenlängen angewandt) einen initialen Anstieg der deoxy-Hämoglobin-Konzentration bei somatosensorischer Stimulation im aktivierten Areal des Rattengehirns, der bei der Analyse mit Differential Pathlength Korrektur nicht zu sehen war.

1.4.  Experimentelle Ansätze: Das Whisker-Barrel-System der Ratte

Für die experimentelle Untersuchung der neurovaskulären Kopplung bieten sich verschiedene Möglichkeiten: Zunächst können in-vitro- und in-vivo-Ansätze unterschieden werden: Dabei bieten die in-vivo Arbeiten den unbestreitbaren Vorteil, dass hierbei ein intaktes Gehirn mit Blutgefäßen eines intakten Kreislaufs zusammenarbeiten kann. Dieser Ansatz wird der Komplexität des Phänomens neurovaskuläre Kopplung in jedem Fall eher gerecht. Verschiedene Spezies und verschiedene Areale des Gehirns werden in der Erforschung der neurovaskulären Kopplung verwendet, mit nichtinvasiven Methoden wird am Menschen gearbeitet, mit invasiven Methoden z.B. an Affen, Katzen und Ratten. Untersucht wird meist der visuelle oder somatosensorische Kortex. Aufgrund der größeren ontogenetischen Nähe sind an Katzen oder Affen erzielte Ergebnisse mit höherer Berechtigung auf den Menschen übertragbar. Dennoch erscheint es plausibel anzunehmen, dass ein so grundlegendes Phänomen wie die Interaktion von Nervenzellen und Blutgefäßen im Gehirn sich im Laufe der Evolution der Säuger nicht grundlegend gewandelt hat.

Für die vorliegende Arbeit wurde als Modell das Whisker-Barrel-System der Ratte gewählt. Die Whisker (Barthaare) dienen der Ratte zur taktilen Orientierung in ihrer unmittelbaren Umgebung. Aufgrund der großen Bedeutung dieser taktilen Orientierung sind die Whisker im somatosensorischen Kortex (SI) überdurchschnittlich stark repräsentiert, d.h. das Areal von Neuronen, die Afferenzen von den taktilen Organen am Ansatz der Barthaare erhalten, ist besonders groß (ca. 20 % des primären somatosensorischen Kortex, etwa 10 mm2 der Kortexoberfläche). Die Form der Repräsentation ist eine weitere Besonderheit. Gruppen von Neuronen, die Afferenzen im wesentlichen von einem der Barthaare erhalten sind als [Seite 14↓] "Barrels" (Fässer) organisiert, die räumlich klar gegen die Barrels anderer Barthaare abgegrenzt sind. Jedes Barrel besitzt für die Blutversorgung seiner Neurone eine oder mehrere eigene penetrierende Arteriolen (Cox 1993). Diese Organisation macht das Whisker-Barrel-System der Ratte zu einem besonders geeigneten System für die optische Untersuchung der neurovaskulären Kopplung: Die klare Abgrenzung und besondere Größe von Neuronengruppen und ihre einfache Zuordnung zu den Sinnesorganen am Ansatz der Barthaare ermöglicht eine einfache und gleichzeitig physiologische (mechanische Auslenkung der Barthaare) Stimulationstechnik mit dennoch ausreichend großer vaskulärer Antwort. Zusätzlich ist der Whisker-Kortex präparatorisch relativ leicht zugänglich. Nachteile des Rattenmodells ist die ontogenetische Entfernung vom Menschen, die in Bezug auf das Gehirn unter anderem in der Tatsache zum Ausdruck kommt, dass das Rattengehirn keine Gyrierung aufweist (sie gehört zu den sogenannten Lisenzephalen). Ein Unterschied im Prinzip der neurovaskulären Kopplung ist unwahrscheinlich, dennoch sollten bei der Interpretation der gewonnenen Daten Speziesunterschiede bedacht werden.

Abb. 1 : Whisker-Barrel-System der Ratte (aus Cox 1993). Die Barthaare der Ratte werden in Reihen (A bis E) geordnet und nummeriert. Jedes Haar entsendet seine Afferenzen zu einer diskreten Neuronengruppe im somatosensorischen Kortex (sogenannte Barrel). Die Barrels weisen im Kortex die gleiche Anordnung auf wie die Barthaare im Gesicht der Ratte.


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Abb. 2 : Piale Gefäße und somatosensorische Gehirnareale der Ratte (aus Cox 1993). Die Aufzweigungen der A. cerebri media (von unten kommend) sind auf das Foto eines Rattengehirns aufgezeichnet. Die Kreise mit Punkt in der Mitte stellen die Whisker-Barrel dar. Die Reihen der Whisker-Barrel sind mit A bis E bezeichnet (s.o.). Der gesamte Whisker-Barrel-Kortex misst in der Aufsicht etwa 3x4 mm und lässt sich gut anhand der Gefäßarchitektur (Aufzweigungen der A. cerebri media) lokalisieren.

1.5.  Neurovaskuläre Kopplung als Grundlage der funktionellen Bildgebung des Gehirns

Bereits im Jahre 1890 beschrieben Roy und Sherrington (Roy 1890) ein Phänomen, das über 100 Jahre später die Grundlage der wichtigsten modernen bildgebenden Verfahren des Gehirns darstellt: die neurovaskuläre Kopplung.

Als neurovaskuläre Kopplung bezeichnet man die Tatsache, dass Durchblutung und neuronale Aktivität eines Gehirnareals aneinander gekoppelt sind. Erhöht sich die Aktivität der Neurone im versorgten Areal so dilatieren die kleinen Arterien und Arteriolen und der Blutfluss in dieses Areal steigt an. Verringert sich die Aktivität der Neurone, so verringert sich auch der Durchmesser der zuführenden Gefäße wieder und der Blutfluss in das entsprechende Areal nimmt ab. Folgen der Dilatation der kleinen Arterien und Arteriolen sind ein erhöhter Blutfluss, eine erhöhte Blutoxygenierung in der Mikrozirkulation und ein erhöhtes Blutvolumen, bedingt durch die Compliance der Venen, im Areal der gesteigerten neuronalen Aktivität.


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1.5.1.  Neurometabolische Kopplung

Mit dem Begriff der neurometabolischen Kopplung werden die Veränderungen des Stoffwechsels der Nervenzellen bezeichnet, die mit einer erhöhten Aktivität der Nervenzelle einhergehen. Erhöhte Aktivität bezeichnet eine gegenüber dem Ruhezustand der Nervenzelle gesteigerte Anzahl von Aktionspotentialen, die pro Zeit an den Membranen der Nervenzelle entlanglaufen und eine dadurch gesteigerte Ausschüttung ihres Neurotransmitters an den Synapsen ihres Axons. Mit der gesteigerten Aktivität der Nervenzellen eines Gehirnareals geht dabei die gesteigerte Aktivität der Astrozyten einher: Diese sind beteiligt am Aufnehmen von Neurotransmittern aus dem synaptischen Spalt und deren Umwandlung und anschließende Abgabe an die Neurone. Die Ausschüttung, Aufnahme und Verstoffwechslung der Neurotransmitter verbraucht den größten Teil des im Gehirn durch oxidativen Metabolismus von Glukose erzeugten ATP (Magistretti 1996).

Erhöhte Aktivität von Neuronen und Astrozyten bewirkt folglich einen gesteigerten Energieverbrauch und damit die Notwendigkeit für Nervenzellen und Astrozyten, mehr ATP herzustellen. Im Ruhezustand erzeugt das Gehirn sein ATP fast ausschließlich aerob (der respiratorische Quotient beträgt 1). Ob dies unter gesteigerter neuronaler Aktivität ebenso ist, oder ob ein gewisser Anteil des dann zusätzlich benötigten ATP anaerob hergestellt wird, ist noch unklar (Fox 1986), (Davis 1998).

1.5.2. Neurovaskuläre Kopplung

Gesteigerte neuronale Aktivität führt nicht nur zu Veränderungen im Metabolismus der Neurone, sondern auch zu Veränderungen an den Blutgefäßen der näheren Umgebung. Je nach Spezies beginnen die glatten Muskelzellen in den Wänden der umliegenden Arteriolen und kleinen Arterien bereits in den ersten Sekunden nach der Aktivierung der Neurone, in ihrer Spannung nachzulassen, so dass diese Gefäße dilatieren. Dies bewirkt einen steigenden Blutfluss, eine steigende Blutoxygenierung und ein steigendes Blutvolumen. Diese Veränderungen bilden die Grundlage für funktionelle Bildgebung mit fMRT, PET, Optical Imaging und Imaging Spectroscopy. Zwei Fragen erscheinen für die Grundlagenforschung besonders interessant:

  1. Welches sind die Mediatoren der neurovaskulären Kopplung, diejenigen Stoffe also, die den Blutgefäßen die Nachricht von den neuronalen Aktivierung überbringen ?[Seite 17↓]
  2. In welchem exakten zeitlichen und räumlichen Zusammenhang stehen neuronale Aktivität, neuronaler Sauerstoffverbrauch, Veränderung des Blutflusses, der Blutoxygenierung und des Blutvolumens ?

Das Interesse an den Mediatoren der neurovaskulären Kopplung ist dabei ein vielfältiges: Es würde nicht nur bei der Entwicklung von Pharmaka zur Beeinflussung pathologisch gestörter Kopplung nützen, sondern ließe sich ebenso zur Grundlagenforschung der funktionellen Bildgebung verwenden (etwa zur experimentellen Störung der Kopplung usw.). Die genaue Kenntnis der Beziehung zwischen neuronaler Aktivität, Sauerstoffverbrauch der Neurone, Blutfluss, Blutoxygenierung und Blutvolumen würde eine bessere Interpretation der mittels funktioneller Bildgebung gewonnenen Daten ermöglichen.

1.5.2.1. Mediatoren der neurovaskulären Kopplung

Eine Vielzahl von an der Mediation der neurovaskulären Kopplung beteiligten Substanzen und Mechanismen sind identifiziert worden. Dennoch ergibt sich daraus noch kein komplettes Verständnis der Zusammenhänge.

  1. K + : Mit der Aktivierung der Neurone geht eine erhöhte Frequenz der Aktionspotentiale an ihrer Membran einher. Während eines Aktionspotentials tritt durch das Öffnen von spannungsabhängigen Kaliumkanälen vermehrt Kalium in den Extrazellulärraum über. Dadurch erhöht sich in Regionen mit erhöhter neuronaler Aktivität innerhalb kurzer Zeit die Konzentration von Kalium im Extrazellulärraum. Gliazellen könnten das Kalium aufnehmen und in der Umgebung von Arteriolen abgeben, die aufgrund der hyperpolarisierenden Wirkung des Kaliums dilatieren würden (Kalium-Siphoning-Hypothese (Paulsen 1987)). Der Anstieg des Kaliums im Extrazellulärraum allein kann das gesamte Ausmaß der Vasodilatation allerdings nicht erklären (Caesar 1999).
  2. H + : Um die intrazelluläre Kaliumkonzentration aufrecht zu erhalten und die Membran gegen Ende jedes Aktionspotentials wieder zu repolarisieren betreiben die Nervenzellen membranständige Na+ /K+ -ATPasen. Diese befördern K+ wieder in die Zelle und Na+ aus der Zelle heraus. Dabei wird ATP gespalten, das anschließend wieder regeneriert werden muss. Geschieht die Regeneration des ATP durch anaeroben Stoffwechsel (Prichard 1991), so steigt die H+ -Konzentration (der pH sinkt). H+ kann eine Dilatation der umgebenden kleinen Arterien und Arteriolen im [Seite 18↓] Gebiet der neuronalen Aktivierung bewirken, doch deutet vieles darauf hin, dass es nicht den einzigen und wichtigsten Mechanismus der neurovaskulären Kopplung darstellt.
  3. Adenosin: Bei gesteigertem Metabolismus der Neurone entsteht neben H+ auch vermehrt Adenosin (Dephosphorylierung der energiereichen Adenosinphosphate). Adenosin hat ebenfalls eine gefäßerweiternde Wirkung (Rubio 1975).
  4. NO: Als besonders potenter Vasodilatator wurde das Stickstoffmonoxid beschrieben, es kann von allen Zellen des Nervensystems produziert werden. Drei Formen der NO-Synthetase sind im Gehirn bekannt: n-NOS (neuronale NO-Synthetase), e-NOS (endotheliale) und i-NOS (induzierbare). Die induzierbare Form der NO-Synthetase wird bei Entzündungsprozessen gebildet (z.B. von Makrophagen, aber auch von Neuronen). Die anderen beiden Formen (n-NOS und e-NOS) existieren unter physiologischen Bedingungen und halten einen basalen NO-Level aufrecht. Eine weitere Quelle von NO könnte ein von Stamler et. al. (Stamler 1997) vorgeschlagener Mechanismus darstellen: NO bindet an oxy-Hämoglobin, nicht aber an deoxy-Hämoglobin, so dass es bei Abfall des pO2 im Blut freigesetzt wird. Dies könnte, initiale Hypoxie im aktivierten Areal vorausgesetzt, einen Mechanismus für die neurovaskuläre Kopplung darstellen. NO konnte als Mediator der neurovaskulären Kopplung des Kleinhirns identifiziert werden (Akgoeren 1996), im somatosensorischen Kortex spielt es allerdings lediglich die Rolle eines Modulators (Lindauer 1999). Dieser Unterschied zwischen Kleinhirn und somatosensorischem Kortex deutet auch daraufhin, dass Studien von verschiedenen Bereichen des Gehirns nur bedingt miteinander verglichen werden können.
  5. Neurogene Mechanismen: Zahlreiche Autoren haben die Rolle von Axonendigungen, die vasoaktive Substanzen (vor allen Dingen Neuropeptide) an Blutgefäßen freisetzen, gezeigt. Dieser neurogene Mechanismus der Kopplung würde eine zeitlich besonders enge Kopplung zwischen neuronaler Aktivität und Blutfluss ermöglichen.


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1.5.2.2.  Sauerstoffverbrauch, Blutfluss, Blutvolumen

Da die neurovaskuläre Kopplung die Grundlage für die meisten modernen funktionellen bildgebenden Verfahren des Gehirns darstellt, aber auch aufgrund der Tatsache, dass sie unter pathologischen Bedingungen gestört sein kann, erscheint es besonders wichtig, die zeitliche und räumliche Beziehung zwischen Nervenzellaktivität und Veränderungen des Blutflusses und deren Folgen zu erforschen. Eine besondere Rolle spielt dabei die zeitliche und räumliche Beziehung zwischen Nervenzellaktivität und Konzentration von deoxy-Hämoglobin in den umliegenden Blutgefäßen, da die Messung der deoxy-Hämoglobin-Konzentration die Grundlage der funktionellen MRT darstellt. Die deoxy-Hb-Konzentration wird von drei unterschiedlichen Prozessen beeinflusst:

  1. vom Sauerstoffverbrauch der Neurone (und Gliazellen): Steigt der Sauerstoffverbrauch an, so steigt die deoxy-Hämoglobin-Konzentration in den umliegenden Blutgefäßen und umgekehrt.
  2. vom Blutfluss: Steigt der Blutfluss an, so wird sauerstoffreiches Blut eingewaschen, sauerstoffarmes Blut wird ausgewaschen, folglich sinkt die deoxy-Hämoglobin-Konzentration
  3. den Veränderungen des Blutvolumens: Steigt das Blutvolumen, so steigt auch die Konzentration von deoxy-Hämoglobin in demjenigen betrachteten Volumenelement (Voxel), aus dem das Signal stammt; ist die Steigerung des Blutvolumens allerdings durch einfließendes arterielles Blut (mit sehr geringer deoxy-Hb-Konzentration) verursacht, so dürfte der Anstieg der deoxy-Hb-Konzentration bei normaler Sauerstoffsättigung des arteriellen Blutes sehr gering ausfallen.

Unter neuronaler Aktivierung erwartet man folglich gegensinnige Einflüsse auf die deoxy-Hämoglobin-Konzentration: Einerseits ist zu erwarten, dass die Neurone aufgrund der verstärkten Aktivität der Na+ /K+ -ATPasen mehr Energie verbrauchen, daher mehr Sauerstoff benötigen, dies würde die deoxy-Hämoglobin-Konzentration steigern. Ebenso ist davon auszugehen, dass die Astrozyten mehr Energie verbrauchen (sie sind z.B. an der Entfernung der Neurotransmitter aus dem synaptischen Spalt beteiligt, ein Prozess, der ATP [Seite 20↓] verbraucht). Andererseits steigt mit der neuronalen Aktivität der Blutfluss, dies senkt die deoxy-Hämoglobin-Konzentration. Das Blutvolumen steigt leicht an (insbesondere durch die Compliance der Venen, die damit auf den nach der Dilatation der Arteriolen gestiegenen Druck reagieren), dies wiederum erhöht die deoxy-Hämoglobin-Konzentration. Das Verständnis der Veränderungen der deoxy-Hb-Konzentration setzt also die Kenntnis der Veränderungen von CMRO2 (cerebral metabolic rate of oxygen), CBF (cerebral blood flow) und CBV (cerebral blood volume) voraus. Die Zeitverläufe dieser drei Parameter geben die Antwort auf die Frage: Wie addieren sich die gegensinnigen Einflüsse der neuronalen Aktivität auf die deoxy-Hämoglobin-Konzentration der Blutgefäße im aktivierten Areal ?

1.5.2.3. CMRO2 (Cerebral Metabolic Rate of Oxygen)

Eine der ersten Antworten auf diese Frage stammt aus dem Jahr 1986. Damals machten Fox und Raichle eine aufsehenerregende Entdeckung: Sie verglichen den Anstieg des Blutflusses mit dem Anstieg des Sauerstoffverbrauchs (= CMRO2 ) während der Aktivierung eines Gehirnareals (somatosensorischer Kortex von Menschen, Messungen mit PET) und fanden ein starkes Missverhältnis zugunsten des Blutflusses. Während dieser um 29% anstieg, schien der Sauerstoffverbrauch unter Aktivierung nahezu konstant zu bleiben (+5%; aber nicht signifikant) (Fox 1986). Mit veränderter Stimulation (visuell anstatt vibrotaktil) ergaben sich 50 % Zunahme von Blutfluss und Glukoseverbrauch gegenüber 5% Zunahme des Sauerstoffverbrauches (Fox 1988). Sie zogen aus ihren Messungen den Schluss, dass während der Aktivierung eines Gehirnareals der zusätzliche Energiebedarf anaerob gedeckt wird und dass die Dilatation der Blutgefäße und damit die Blutflussantwort weder durch ein Absinken der Sauerstoffkonzentration im Blut unmittelbar nach der Aktivierung verursacht sein kann, noch in erster Linie der Versorgung der aktiven Neurone mit mehr Sauerstoff dient. In der Zwischenzeit sind etliche weitere Studien veröffentlicht worden, die sich der Frage nach den Veränderungen der CMRO2 unter neuronaler Aktivierung widmen. Die Ergebnisse (siehe Tab. 1) sind nicht vollständig einheitlich, doch scheint vieles auf einen geringen (im Rahmen von 10-20%) Anstieg der CMRO2 unter neuronaler Aktivierung hinzudeuten.


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Tab. 1 : Veränderungen der lokalen CMRO2 bei neuronaler Stimulation. In der Spalte "Ergebnis" ist das Maximum des Anstiegs der CMRO2 angegeben. Die meisten Autoren zeigen einen geringen Anstieg des Sauerstoffverbrauchs von Gehirnarealen unter Stimulation, einige fanden allerdings keinen signifikanten Anstieg.

Spezies

Autor

Methode

Stimulation

Ergebnis

     

Mensch

Fox 1986

PET

vibrotaktil

Kein signifikanter Anstieg

 

Fox 1988

PET

visuell

+ 5 %

 

Davis 1998

fMRT

visuell

+13-19%

 

Kim 1999

fMRT

visuell

+ 15.6 ± 8.1 %

 

Hoge 1999

fMRT

visuell

+ 25 ± 4%

 

Fujita 1999

PET

vibrotaktil

Kein Anstieg

 

Vafae 1999

PET

visuell 16-50 Hz

Kein Anstieg

 

Vafae 1999

PET

visuell 4 Hz

+ 15-20%

 

Ohta 1999

PET

vibrotaktil (kurz)

Kein Anstieg

 

Chen 2001

NMR-Spectroscopy

visuell

< + 30 %

Ratte

Hyder 1996

NMR-Spectroscopy

Vorderpfote, elektrisch

+ 200 %

 

Mandeville 1999

fMRT

Vorderpfote, elektrisch

+ 19 ± 17 %

Die geringe zeitliche Auflösung bei diesen Messungen erlaubt leider keine Aussagen darüber, wie schnell (im zeitlichen Rahmen von Zehntelsekunden) nach der Aktivierung sich die CMRO2 ändert. Räumlich sollte die Erhöhung der CMRO2 exakt auf das Areal der aktivierten Neurone beschränkt sein, allerdings ist auch hier die Auflösung aufgrund der Grenzen der verwendeten Techniken beschränkt.


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1.5.2.4.  CBF (Cerebral Blood Flow)

Für die Messungen des CBF (cerebral blood flow) stehen verschiedenen Methoden zur Verfügung. Die Ergebnisse bei verschiedenen Spezies und Stimulationsarten sind weniger inhomogen als die bei den Messungen der CMRO2 erzielten: Alle Autoren geben einen sehr deutlichen Anstieg des Blutflusses auf neuronale Aktivierung an, alle, die gleichzeitig die CMRO2 berechneten, fanden einen deutlicheren Anstieg des CBF (gemessen als prozentuale Veränderung gegenüber dem Ausgangswert). Die Vergleichbarkeit der Ergebnisse wird unter anderem eingeschränkt durch die Tatsache, dass einige Methoden eine Narkose erfordern (LDF-Messungen an der Ratte; LDF = Laser doppler flowmetry, d.h. Messungen des Blutflusses mittels eines Lasers unter Ausnutzung des Doppler-Effektes) andere nicht (PET, fMRT beim Menschen).

Tab. 2 : Veränderungen des lokalen CBF bei neuronaler Stimulation
In der Spalte "Ergebnis" ist jeweils der maximale gemessene Anstieg des Blutflusses unter Stimulation angegeben.

Spezies

Autor

Methode

Stimulation

Ergebnis

     

Mensch

Kim 1999

fMRT

Visuell

+ 43.6 ± 9.4%

 

Fox 1986, 1988

PET

Taktil / visuell

+ 50%

 

Davis 1998

fMRT

Visuell

+ 45%

Ratte

Mandeville 1999

LDF

Vorderpfote, elektrisch

+ 62 ± 16 %

 

Lindauer 1993

LDF

Whisker, mechanisch

+ 16.9 ± 2.3%

 

Hyder 1999

fMRT

Vorderpfote, elektrisch

+34 ± 10%

 

Nemoto 1999

LDF

Hinterpfote, elektrisch

+ 26.7± 9.7%

 

Ueki 1988

14C-Antipyrin Autoradiografie

Vorderpfote, elektrisch

+ 33 %

Katze

Leniger-Follert 1979

14 C-Antipyrin-

Autoradiografie

Vorderpfote, elektrisch

> + 60 %


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1.5.2.5.  CBV (Cerebral Blood Volume)

Auch das CBV (cerebral blood volume ) kann mit Hilfe unterschiedlicher Methoden bestimmt werden. Die Messungen zeigen einheitlich einen leichten Anstieg des CBV bei neuronaler Stimulation:

Tab. 3 : Veränderungen des lokalen CBV bei neuronaler Stimulation
In der Spalte "Ergebnis" ist jeweils der maximale Anstieg des Blutvolumens unter Stimulation angegeben.

Spezies

Autor

Methode

Stimulation

Ergebnis

     

Ratte

Mandeville 1999

fMRT

Vorderpfote, elektrisch

+ 17 ± 2 %

 

Marota 1999

fMRT

Vorderpfote, elektrisch

+ 10 %

 

Mayhew 2001

Imaging Spectroscopy

Whisker, elektrisch

+ 6 %

Mensch

Belliveau 1991

fMRT

Visuell

+ 32 ± 10%

1.5.3. Erklärungsansätze

Wie lässt es sich erklären, dass, wie von Fox und Raichle 1986 gemessen und seither mit vielen Methoden bestätigt, der Blutfluss auf neuronale Aktivierung hin sehr stark, der Sauerstoffverbrauch der Neurone hingegen nur geringfügig ansteigt? Zwei wesentliche Erklärungsansätze lassen sich unterscheiden:

  1. Die Hypothese des anaeroben Metabolismus: Fox und Raichle beobachteten einen dem Blutflussanstieg vergleichbar großen Anstieg des Glukoseverbrauchs. Diese Konstellation ließe folgende Erklärung zu: Unter Aktivierung deckten die Neuronen und Astrozyten einen Teil ihres Energiebedarfs durch anaeroben Metabolismus, der stark erhöhte Blutfluss diente der Anlieferung von Glukose, weniger der von Sauerstoff. [Seite 24↓]
  2. Die Hypothese der diffusionslimitierten Sauerstoffversorgung: Ein anderer Vorschlag wurde von Buxton entwickelt (Buxton 1997). Er argumentierte, dass mit steigendem Blutfluss die Verweildauer des Blutes in den Kapillaren sinke, und damit auch der Anteil des aus den Kapillaren abgegebenen Sauerstoffs (die sogenannte oxygen extraction fraction (OEF)). Um eine geringe Steigerung der Sauerstoffabgabe ans Gewebe zu erreichen sei daher eine überproportionale Steigerung des Blutflusses notwendig. Eine der wesentlichen Vorraussetzungen für dieses "oxygen limitation model" ist die Annahme, dass bereits unter Ruhebedingungen alle Kapillaren im Gehirngewebe perfundiert sind und nicht neue Kapillaren bei erhöhter neuronaler Aktivität öffnen (capillary recruitment), dies scheint auch tatsächlich der Fall zu sein.

1.6. Die initiale Antwort

1.6.1. Gibt es einen initialen Abfall der Sauerstoffkonzentration ?

Aufgrund der guten zeitlichen Auflösung des Optical Imaging und der Imaging Spectroscopy war es mit diesen Methoden möglich, sehr genau die initiale Phase der Blutflussantwort auf Stimulation eines Gehirnareals zu untersuchen. Die von Fox und Raichle beschriebene Hyperoxygenierung nach Stimulation ließ sich leicht nachweisen: Die Intensität des reflektierten Lichts bei 605nm Wellenlänge steigt einige Sekunden nach Stimulationsbeginn stark an aufgrund der sinkenden Absorption durch deoxy-Hämoglobin, das während der Blutflussantwort aus dem Areal "ausgewaschen" wird. Auch in der genaueren spektroskopischen Analyse fand sich ein Abfall der deoxy-Hämoglobin-Konzentration, ebenso ein Anstieg der oxy-Hämoglobin-Konzentration einige Sekunden nach Stimulationsbeginn. Innerhalb der ersten 3 Sekunden ließ sich allerdings ein Anstieg der deoxy-Hämoglobin-Konzentration beobachten (Malonek 1996), den Malonek und Grinvald als Zeichen einer initialen Deoxygenierung des Blutes im aktivierten Gehirnareal interpretierten. Demnach verbrauchten die Neurone unmittelbar nach ihrer Aktivierung mehr Sauerstoff, dadurch steige mit dem Gradienten zwischen Nervenzelle und Blutgefäß auch die Diffusion von Sauerstoff und die Konzentration in den Blutgefäßen (insbesondere also [Seite 25↓] Kapillaren) sinke, ehe die überschießende Blutfußantwort nach etwa 3 Sekunden zu einer Hyperoxygenierung im aktivierten Areal führe.

Abb. 3 : Der "initial dip": initialer Anstieg der deoxy-Hb-Konzentration. (schematisch nach (Vanzetta 1999)) Kurze Zeit nach Stimulationsbeginn steigt die Konzentration von deoxy-Hämoglobin an ("initial dip") um wenig später unter den Ruhewert abzufallen ("Hyperoxygenierung")

Dieses Phänomen der initialen Hypoxie im aktivierten Areal bezeichneten sie als "initial dip", weil es in der fMRT einen initialen Abfall des BOLD-Signals implizieren würde. Der "inital dip" erwies sich in ihren Messungen als äußerst stabil reproduzierbar, der Anstieg der deoxy-Hämoglobin-Konzentration wurde allerdings nicht von einem Abfall der oxy-Hämoglobin-Konzentration, wie man es bei verstärkter Sauerstoffentnahme aus den Blutgefäßen erwarten sollte, begleitet. Dieser Widerspruch in den Messungen eröffnete zwei Wege in der Interpretation:

  1. Eine Zunahme der deoxy-Hb-Konzentration bei unveränderter oxy-Hb-Konzentration könnte bedingt sein durch eine Umverteilung von Blutvolumen und Blutfluss. Es bliebe zu klären, wo und wie diese Umverteilung stattfindet, und ob sie eng auf das Gebiet der aktivierten Neurone beschränkt ist. Ohne weiteres könnte man dann den "initial Dip" nicht allein durch CMRO2 -Zunahme erklären.[Seite 26↓]
  2. Ohne aktive Regulation auf Gefäßebene anzunehmen, könnte lediglich ein methodischer Fehler diesen Widerspruch erklären. Man könnte dann nicht davon ausgehen, dass dieser methodische Fehler lediglich eine falsche Berechnung der oxy-Hb-Konzentration bewirkt, auch die Messung der deoxy-Hb-Konzentration müsste als fehlerhaft angesehen werden.

Eine Fehlerquelle bei der Interpretation der durch Imaging Spectroscopy gewonnen Daten stellt die Annahme einer konstanten Pfadlänge aller aus dem Kortex emittierten Lichtstrahlen dar (Kohl 2000). Messungen von Lindauer et. al. (Lindauer 2000) zeigten tatsächlich, dass die Berücksichtigung der unterschiedlichen Pfadlängen, die DPF-Korrektur der Analyse (s.o.), qualitative Veränderungen der gemessenen Kurven ergeben kann: Zeigte die durch Analyse mit als konstant angenommenen Pfadlängen ermittelte Kurve einen initialen Anstieg der deoxy-Hb-Konzentration, so war dieser in einer DPF korrigierten Analyse nicht mehr zu sehen. Eine ähnliche Vorgehensweise von Mayhew et. al. (Mayhew 2000) zeigte allerdings einen initialen deoxy-Hb-Anstieg auch mit DPF-Korrektur. Dennoch kann zumindest davon ausgegangen werden, dass das Ausmaß des Anstieges ohne DPF-Korrektur überschätzt wird.

Die Messung der initialen Blutoxygenierungsantwort wurde seither von vielen Autoren an unterschiedlichen Spezies mit unterschiedlichen Methoden wiederholt. Einerseits kamen optische Verfahren wie Optical Imaging, Imaging Spectroscopy und NIRS (Nah-Infrarot- Spektroskopie) zur Anwendung, andererseits die fMRT. Beide zielten darauf, die Veränderungen der deoxy-Hämoglobin-Konzentration zu messen. Die Ergebnisse sind weitgehend einheitlich, was die an Katzen und Affen erzielten Ergebnisse betrifft. Die Messungen an Ratten allerdings zeigen ein heterogenes Bild: Einige Autoren fanden keine initiale Abnahme der deoxy-Hb-Konzentration, andere (mit ähnlichen Methoden) sahen den "initial dip".


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Tab. 4 : Der "initial dip" ( lokale initiale Deoxygenierung bei neuronaler Stimulation)
Die %-Angaben der Spalte "Ergebnis" gibt den Quotienten aus maximaler Deoxygenierung (je nach Methode: max. Abnahme der Sauerstoffkonzentration (Phosphorescence Quenching), max. Zunahme der deoxy-Hb-Konzentration (Spektroskopie), max. Abnahme des BOLD-Signals (fMRT)) und maximaler Hyperoxygenierung (je nach Methode: max. Zunahme der Sauerstoffkonzentration (Phosphorescence Quenching), max. Abnahme der deoxy-Hb-Konzentration (Spektroskopie), max. Zunahme des BOLD-Signals (fMRT)). Die Zeitangabe bezieht sich auf die Länge der initialen Antwort (Zeitpunkt des Kreuzens der Nulllinie nach Stimulationsbeginn).

Spezies

Autor

Methode

Stimulationsart

Ergebnis

     

Katze

Malonek 1996

Imaging Spectroscopy

visuell

Dip (~ 30%, 3s)

 

Vanzetta 1999

Phosphorescence Quenching

visuell

Dip(~25%, 2.5s)

 

Kim 2000

fMRT

visuell

Dip (~ 22 %, 5s)

Mensch

Fransson 1998

fMRT

visuell

Kein Dip

 

Obrig 1996

NIRS

 

Kein Dip

 

Heekeren 1997

NIRS

 

Kein Dip

 

Ernst 1994

fMRT

visuell

Dip (~50%,~1s)

 

Menon 1995

fMRT

visuell

Dip(~25%,~2.5s)

 

Hu 1997

fMRT

 

Dip

Affe

Logothetis 1999

fMRT (4.7 T)

Visuell, discrimination task

Dip (~ 25 %, 3s)

Ratte

Marota 1999

fMRT (2T, 4.7T)

Vorderpfote, elektrisch

Kein Dip

 

Silva 2000

fMRT (9.4 T)

 

Kein Dip

 

Lindauer 2001

Imaging Spectroscopy

Single Whisker, mechanisch, 2s

Kein Dip

 

Nemoto 1999

Spectroscopy

Hinterpfote (elektrisch), 2s

Dip (ca. 5%, 2s)

 

Mayhew 2000

Spectroscopy

Vorderpfote, elektrisch, 1s

Dip (10-15%, 2s)


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Auch für die mit fMRT dargestellten initialen Anstiege der deoxy-Hb-Konzentration bieten sich allerdings unterschiedliche Erklärungsansätze:

  1. Wie von Malonek et. al. postuliert könnte Ursache der gemessenen Veränderungen ein Anstieg des Sauerstoffverbrauchs der Neurone vor Beginn der Blutflussantwort sein.
  2. Gjedde et al (Gjedde 1991) haben ein diffusionslimitiertes Modell für die Sauerstoffversorgung des Gehirns vorgeschlagen: Demnach ist bereits in Ruhe der pO2 in den Mitochondrien der Neurone und Astrozyten nahe Null. Der Sauerstoffgradient zwischen Mitochondrien und Blutgefäßen, der die treibende Kraft für die Diffusion von Sauerstoff ins Gewebe darstellt, könnte folglich nur gesteigert werden, wenn die Sauerstoffkonzentration in den Blutgefäßen zunimmt. Dies wiederum setzt eine Reaktion der Gefäße voraus. Eine Steigerung des Sauerstoffverbrauchs der Neurone und Astrozyten vor einer Blutflussantwort wäre demnach unmöglich, eine Steigerung des neuronalen Sauerstoffverbrauchs hätte eine erhöhte Sauerstoffkonzentration in den Blutgefäßen zur Vorraussetzung. Doch wie kann dann die in der fMRT gezeigte initiale Zunahme der deoxy-Hb-Konzentration erklärt werden ? Eine Möglichkeit bietet Buxton (Buxton 1998) mit dem "balloon model": Demnach führt eine früh einsetzende Blutflussantwort zunächst zu einem steigenden venösen Blutvolumen (der venöse "balloon"). Im von der fMRT erfassten Voxel sammelt sich daher zunächst mehr deoxy-Hämoglobin an, ehe es durch das, weniger deoxy-Hb enthaltende, arterielle Blut ausgewaschen wird und die deoxy-Hb-Konzentration fällt.

1.6.2. Kann man mit Hilfe des "initial Dip" die räumliche Auflösung der fMRT verbessern ?

Eine genaue Erforschung der initialen Antwort der Blutgefäße auf neuronale Aktivität erscheint aus einem einfachen Grund besonders wichtig: Ließe sich ein initialer Anstieg der deoxy-Hb-Konzentration nachweisen, der auf einem unmittelbaren Anstieg des [Seite 29↓] Sauerstoffverbrauchs der aktivierten Nervenzellen beruhte, so wäre dieser initiale deoxy-Hb-Anstieg räumlich und zeitlich wesentlich enger mit der Region der aktivierten Neurone korreliert (fast identisch, abgesehen von der Entfernung der Neurone von ihren versorgenden Kapillaren und der Diffusionszeit des Sauerstoffs) als der gegenwärtig in der fMRT gemessene Abfall der deoxy-Hb-Konzentration einige Sekunden später. Dieser scheint um die Größenordungen von Millimetern über das aktivierte Areal hinauszureichen (Malonek 1996)). Mit Hilfe der fMRT wäre es dann möglich detaillierte Strukturen der neuronalen Organisation im Gehirn aufzulösen ("Cortical Colums" in der Sehrinde z.B. auch von Menschen, "Whisker Barrels" im somatosensorischen Kortex der Ratte etc.). Tatsächlich beschrieben Kim et. al. (Kim 2000) bereits die Darstellung von kortikalen Substrukturen in der Sehrinde mit auf die initiale Phase fokussierter fMRT, die Ergebnisse erscheinen allerdings nicht widerspruchsfrei ((Logothetis 2000), (Grinvald 2000)). So zeigte sich bei dieser Darstellung "neuronale Aktivität" auch in den venösen Sinus. Eine ähnlich genaue Auflösung erreichte die gleiche Arbeitsgruppe (Kim 2001) zudem auch mit der Darstellung des lokalen CBF.

1.7. Phosphorescence Quenching

Die Tatsache, dass der in der Imaging Spectroscopy gemessene Zeitverlauf des oxy-Hb monophasisch, der des deoxy-Hb aber biphasisch ist, und eine Erklärung durch initiale Umverteilung von Blutfluss und/oder Blutvolumen nicht belegt ist, sowie die Abhängigkeit des initialen Verlaufs der deoxy-Hb-Konzentration von der Analysemethode in der Imaging Spectroscopy (Constant Pathlength vs. Differential Pathlength Analysis), machte es notwendig, die Hypothese des initial gesteigerten Sauerstoffverbrauchs durch eine unabhängige Methode zu überprüfen. Vanzetta und Grinvald (Vanzetta 1999) verwendeten hierzu das Phosphorescence Quenching. Dabei wird dem Tier eine phosphoreszierende Substanz in die Blutbahn injiziert, deren Phosphoreszenzverhalten von der Sauerstoffkonzentration der unmittelbaren Umgebung abhängig ist. Die verwendete Substanz bindet an Albumin und verlässt daher den Blutgefäßraum nicht. Anhand von Messungen der (durch kurze Lichtblitze hervorgerufenen) Phosphoreszenz (d.h. Messung der Intensität des Phosphoreszenzlichtes im zeitlichen Verlauf) kann dabei die Sauerstoffkonzentration berechnet werden. Auch mit dieser Methode erhielten Vanzetta und Grinvald (Vanzetta 1999) eine biphasische Kurve: Unmittelbar nach Stimulationsbeginn sank die Sauerstoffkonzentration ab, erreichte ihr Ausgangsniveau nach 2-3 s wieder und [Seite 30↓] stieg dann stark an. Die Messungen bestätigten nach ihrer Ansicht wiederum das durch die Imaging Spectroscopy gewonnene physiologische Modell: Die Neurone (und Astrozyten) verbrauchten demnach unmittelbar nach Aktivierung mehr Sauerstoff, dieser diffundiere aus den umliegenden Blutgefäßen aufgrund des gestiegenen Gradienten sofort in diese Zellen, die Blutgefäße reagierten noch nicht, und so falle die Sauerstoffkonzentration in den Blutgefäßen (hauptsächlich in den Kapillaren) ab, die deoxy-Hämoglobin-Konzentration steige. Erst durch die Dilatation der kleinen Arterien und Arteriolen werde zusätzlicher Sauerstoff angeliefert. Der Verbrauch der Neurone werde dabei überkompensiert, so dass die Konzentration von Sauerstoff in den Kapillaren und Venulen ansteige, ebenso die Konzentration von oxy-Hb, die Konzentration von deoxy-Hb sinke. Unklar bleibt bei dieser Interpretation weiter der in der Imaging Spectroscopy gemessene (Malonek 1996) frühe Anstieg der oxy-Hb-Konzentration.


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01.03.2004