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5.  Diskussion

5.1.  Diskussion der Methodik

5.1.1. Art der Tiere

In der Literatur werden an verschiedenen Säugetieren bereits Versuche zur Autoregulation der Niere beschrieben. Ursprünglich wurden Untersuchungen an Hunden und Katzen [2,29,36,42,81,94], sowie an Kaninchen [27,53] durchgeführt. Mit der Erweiterung der Methoden wurden vermehrt Kleinnager wie Ratten genutzt [5,6]. Auch Arbeiten über Versuche an isolierten perfundierten Rattennieren [42,61], sowie auch an einzelnen Nephronen [13,40,51] liegen vor. Wir entschieden uns für Versuche an wachen Ratten, eine Methode, die auch schon bei Hunden [29,35,41,56,81] und vereinzelt an Kaninchen [7,63] erfolgreich praktiziert wurde. Meist findet man jedoch nur Beschreibungen des gesamten renalen Blutflusses, sowie eine isolierte Betrachtung des Blutfluss­regulations­verhaltens von Mark und Rinde. In der vorliegenden Arbeit werden sowohl der RBF als auch die lokalen Fluxe parallel beschrieben.

Die Ratten dienten uns als Versuchstiere aus folgenden Beweggründen:

5.1.2. Geschlecht der Tiere

Die Funktionen des Herz-Kreislauf-Systems unterliegen geschlechtsspezifischen Unterschieden. Bei weiblichen Tieren kommt es durch den ovariellen Zyklus zu zeitlich unterschiedlichen Hormonausschüttungen, was zu Differenzen in den Ergebnissen führen kann. Um dies zu umgehen wählten wir generell männliche Ratten.

5.1.3. Versuche an Ratten im Wachzustand

Untersuchungen über das Verhalten des Gefäßbettes können auf unterschiedliche Art erfolgen. Hierbei ist die Besonderheit der Niere im Vergleich zu anderen Organ­systemen des Organismus zu beachten. Dies gilt nicht nur hinsichtlich der Anatomie, da sie z.B. aus zwei unabhängig voneinander beeinflussbaren Gefäß­gebieten besteht, den afferenten und efferenten Arteriolen, sondern auch da sie ein weit verzweigtes Netz von verschiedenen parallel geschalteten Gefäßen in geometrischer Anordnung aufweist. Die [Seite 55↓]Steuerung dieser Gefäße weicht teilweise beträchtlich von anderen Gefäß­gebieten ab, so wirkt z.B. ein ubiquitär vorkommender Vasodilatator wie Adenosin [68] an der Nierenrinde konstriktorisch [8]. Neben der zentralen Steuerung über die Nieren­nerven und die aus peripheren und zentralen Organen stammenden Hormone, spielen an der Niere vor allem auch parakrine und autokrine Stoffe [4,44,70] eine große Rolle bei der Einstellung der Gefäßwiderstände und / oder der Gefäßweiten der einzelnen Gefäßabschnitte.

Um einzelne Gefäße bzw. ihre Regulationsmechanismen differenziert zu betrachten, lassen sich für die Untersuchung des Gesamtorgans, unter Umständen auch unter den Bedingungen eines wachen Tieres, folgende Möglichkeiten nutzen:

  1. Die Ausschaltung einzelner Gefäßgebiete durch Isolierung einzelner Gefäße [27], durch Denervierung der Gefäße oder Durchtrennung einzelner Nerven [14,38].
  2. Die Ausschaltung einzelner Mechanismen, z.B. des Tubuloglomerulären Feedbacks durch Unterbrechung des Tubulusflusses [24], der Angiotensin II-Rezeptorenblockade [34] bzw. Hemmung des Angiotensin-Converting-Enzyme [36,38,54] zur Beeinflussung des Renin-Angiotensinsystems, Inhibierung von Proteinkinase C zur Blockierung der Kaliumkanäle [61] und damit der Ausschaltung der nervalen Wirkung oder mittels Unterbindung der muskulären Reaktion durch Ca-Kanal-Blocker [65].
  3. Die chemische Stimulation der einzelnen Mechanismen durch Agonisten [50,79].
  4. Die Erzeugung physiologischer Reize, von denen man annimmt, dass sie Einflüsse auf die Regulationsmechanismen der Niere haben, wie z.B. die Hypoxie, die Hyperoxie oder die Hyperkapnie [91,97].
  5. Die Reizung der Niere durch physiologische Einflüsse, wie z.B. Druck­änderungen [36] und / oder Flussänderungen [19,58,72].

Letztgenannte Möglichkeit nutzten wir in den vorliegenden Versuchsreihen. Der Grund dafür war, dass zum einen alle pharmakologischen Wirkungen auch Nebenwirkungen haben und zum anderen nicht gesichert ist, dass die Physiologie der Niere unangetastet bleibt.

Bei den Versuchen an wachen Ratten ist zu beachten, dass die Funktion des Herz-Kreislauf-Systems und somit auch des Nierengefäßsystems durch verschiedene Fakto[Seite 56↓]ren bestimmt wird. Neben lokalen, meist schnellen Regulations­mechanismen durch Zytokine, metabolische und parakrine Stoffe finden sich auch hormonelle und nervale Steuerungen. Während der Narkose werden diese Regulations­mechanismen durch die Anästhetika beeinflusst, die vegetativen Parameter verändern sich und unterliegen unter Umständen auch nicht mehr den physiologischen Gesetzmäßigkeiten eines wachen Organismus. Außerdem sind die Tiere bei akuten Versuchen durch den akuten chirurgischen Stress so beeinträchtigt, dass die dadurch ermittelten Ergebnisse grundsätzlich nicht auf den Wachzustand zu übertragen sind. Dies gilt sowohl für qualitative als auch für quantitative Aussagen. Um genaue Beobachtungen bezüglich der Autoregulationen anzustellen, sollte der Einfluss sowohl der Anästhesie als auch des perioperativen Stresses weitgehend ausgeschaltet werden. Wir führten daher Versuche an wachen Ratten durch und die Messungen erfolgten stets frühestens am zweiten postoperativen Tag. Von einem Einfluss der Narkose ist folglich nicht mehr aus­zugehen und auch die Auswirkungen des chirurgischen Stresses sind auf ein Minimum reduziert.

Untersuchungen am lebenden Tier, wie wir sie durchgeführt haben, sind zwar durch den Umstand geprägt, dass die Summe aller Gefäße und die Summe aller Einfluss­möglichkeiten gemeinsam gemessen werden und teilweise auch mit Artefakten versehen und schwieriger zu interpretieren sind. Sie haben aber den höchsten Integrationsgrad und durch die weitgehende Belassung der physiologischen Gegebenheiten den größten Aussage­wert.

Vegetative Parameter, die Einfluss auf die Versuchsergebnisse ausüben können, wurden zusätzlich durch endogenen Stress des Tieres, durch den Versuch per se, die Zeiten vor und nach den Untersuchungen und auch durch die Umgebung beeinflusst. Nach der Überführung der Ratten in unsere Laborräume zeigten die Tiere zunächst ein normales scheues Verhalten gegenüber Berührungen durch den Versuchsleiter. Räumlichkeiten, klimatische Bedingungen, Lichtverhältnisse und ein durch den Labor­alltag verursachter Geräuschpegel waren für die Versuchstiere zunächst ungewohnt. Aus Gründen der Eingewöhnung und der Minimierung des Stresses wurden die Ratten stets ein paar Tage, bevor man sie auf die Versuche vorbereitete, in das Labor ge­bracht, in dem auch die späteren Versuche stattfanden. Somit wurde den Tieren Zeit zur Ge­wöhnung an die Versuchsbedingungen gegeben.

Die Messungen fanden in einer Versuchsröhre statt, die verhinderte, dass sich die Ratten um ihre eigene Achse drehen konnten. Daher wurde praeoperativ die Ratte trainiert, stressfrei in die Versuchsröhre zu kriechen und sich dort eine Zeitlang aufzu[Seite 57↓]halten. Da Ratten sehr neugierige Tiere sind, krochen sie beim ersten Mal schnell in die Röhre. Aber auch bei Wiederholungsübungen und nach erfolgten Versuchen suchten sie die Röhre wieder aus freien Stücken auf.

Durch die Eingewöhnungszeit und die Übungseinheiten vor der Operation konnten die störenden Einflüsse auf das vegetative Nervensystem während der Versuche minimiert werden.

5.1.4. Anästhesie

Da bei unseren Operationen auf eine Intubation mit chronischer oder intermittierender Beatmung verzichtet wurde, war die wichtigste Anforderung an das Narkotikum, die suffiziente Atmung nicht zu gefährden. Es wurden somit alle atemdepressiven Anästhetika ausgeschlossen. Wir wählten das Hypnotikum Chloralhydrat, welches als 4%-ige Lösung in Aqua bidest. in der Dosierung 10 ml/kg KG keine Ateminsuffizienz bei den Versuchstieren hervorrief. Außerdem war es durch eine einmalige intraperitoneale Gabe leicht anzuwenden und stellte eine ausreichende Narkose von 75-90 Minuten sicher. Der Eintritt der Narkose erfolgte schon wenige Minuten nach der Injektion. Als sicheres Zeichen galt das Erlöschen der Lagereflexe. Unerwünschte Wirkungen wie kardiale Insuffizienz und Gewöhnung können zudem bei der einmaligen Gabe vernach­lässigt werden.

5.1.5. Operation

Um plausible Ergebnisse der Nierenphysiologie zu erhalten, sollten die Ratten während der gesamten Arbeit möglichst ihrer natürlichen Lebensweise gemäß gehalten und behandelt werden. Eine große Ausnahme stellte die Operation selbst dar, die den Organismus extrem belastet. Um weitere belastende Einflüsse möglichst zu vermeiden, führten wir die Implantation der Mess- und Regelinstrumente innerhalb einer einzigen Operation durch. Wir wählten einen transabdominellen Zugang zur Aorta abdominalis sowie zur linken Niere. Die rechte Niere verblieb retroperitoneal. Es galt, stets so schnell wie möglich und so sorgsam wie nötig zu arbeiten. Die Operationszeit überschritt 45 Minuten nicht, die Abklemmzeit der Aorta abdominalis dauerte weniger als fünf Minuten. Um die Flüssigkeitsverluste intraoperativ so gering wie möglich zu halten, wurde das Darmpaket zur rechten Seite ausgelagert und mit in Kochsalzlösung (0,9%) getränkten Kompressen feucht gehalten. Desgleichen wurde der Blutverlust durch die schonende Operation so gering wie möglich gehalten. Der dennoch aufgetretene [Seite 58↓]Flüssig­keitsverlust wurde vor dem Verschließen der Bauchhöhlen durch Auffüllen des Abdomens mit Kochsalzlösung (0,9%) aus­geglichen.

5.1.6. Implantate und Material

Es wurden Implantate verwendet, die von den herstellenden Firmen (s. Kap. 3.2.) in Größe und Funktion der Anatomie und Physiologie der Ratten entsprachen. Die selbst hergestellten Implantate wurden auch nach den spezifischen Gegebenheiten der Tiere gefertigt. Nach dem Tod der Tiere wurden die Implantate wieder entnommen, um nach Reinigung und Desinfektion wiederverwendet zu werden. Bei der Entnahme stellten wir fest, dass neben Verwachsungen des Bindegewebes sich in einem Fall eine binde­gewebige Kapsel um die implantierten Instrumente gebildet hat. Zeichen eines akuten entzündlichen Geschehens lagen jedoch nicht vor. Bei dem betreffenden Tier lag die Operation schon länger zurück. Da nicht auszuschließen ist, dass durch die Verkapselung die Funktion der Messinstrumente beeinträchtigt war, wurden die Ergebnisse dieser Ratte verworfen.

Für intraabdominelle Befestigungen wurde neben chirurgischem Nahtmaterial auch ein Gewebekleber (Histoacryl, Braun, Melsungen, Deutschland) verwendet. Dies galt für die Fixierung des Katheters des Senders in der Aorta abdominalis, die Plastikflügel des Ultraschall-Kopfes am M. iliopsoas sinister sowie dem Netzmaterial (Vicryl-Netz) am linken Nierenpol zur Befestigung der fiberoptischen Kabel an der Nierenoberfläche. Obwohl laut Herstellerinformation dieser Kleber nur für äußere Anwendungen vorgesehen ist, haben wir in unseren Operationen festgestellt, dass er nach einer kurzen Trocknungs­zeit eine ausreichende Fixierung der Implantate gewährleistete, die auch über Wochen anhielt. Über eventuelle Einflüsse dieses Klebers auf die Messung und die Ergebnisse kann nichts ausgesagt werden, jedoch sind diese eher unwahrscheinlich.

Um direkt nach der Operation die Funktion der Drossel mit Hilfe des Ultraschall-Kopfes und der Messeinheit zu testen, wurde der Raum zwischen der A. renalis sinistra und dem Ultraschall-Kopf mit Ultraschall-Gel aufgefüllt. Hierfür wurde übliches Ultraschall-Gel verwendet, welches normalerweise bei äußeren Ultraschalluntersuchungen auf die Patienten­haut aufgetragen wird. Da der Hauptbestandteil Wasser ist und auch keine allergenen Eigenschaften der Bindemittel nachgewiesen wurden, ist ein Einfluss auf die Messungen unwahrscheinlich. Außerdem wurde das Gel vom Organismus des Tieres schon am ersten postoperativen Tag resorbiert oder durch Peritonealflüssigkeit ersetzt. [Seite 59↓]Da wir die Messungen erst am zweiten postoperativen Tag durchführten, verringerte sich ein möglicher Einfluss des Gels demnach zusätzlich.

5.1.7. Postoperative Maßnahmen

Die Ratten erhielten direkt postoperativ eine Antibiose mit Tardomyocel (Bayer Lever­kusen, Deutschland) mit der Dosis 1 ml/kg Körpergewicht (KG), sowie eine Analgesie mit Tramal (Grünenthal, Aachen, Deutschland) mit der Dosis 1 mg/kg KG, jeweils als sub­cutane Injektion. Alle Tiere zeigten eine gute Verträglichkeit der Medi­kamente und ließen keinerlei Nebenwirkungen erkennen. Es wurden weder lokale noch generalisierte Entzündungen der Ratten festgestellt.

Die perioperative Belastungssituation der Tiere kann durch vegetative Symptomatik, Katecholaminausschüttung oder Entzündungsmediatoren Einfluss auf die Messung und somit auf die Versuchsergebnisse nehmen. Dies war ein weiterer Grund dafür, dass wir unsere Versuche erst am zweiten postoperativen Tag, wenn die Ratte bereits wieder ein normales Verhalten zeigte.

5.1.8. Messung

1. Ultraschallkopf

Bei der Messung des Gesamtflusses der Nierenarterie mittels des in Kapitel 3.2. beschriebenen Ultraschallkopfes ist durch querschnittsunabhängige Ultraschall­laufzeit­differenz­messung auch bei sich bewegenden Tieren von korrekten Messwerten auszugehen. Es wurden ebenso präzise Ergebnisse ermittelt, wenn sich der Durch­messer des Nierengefäßes während des Versuches änderte. Auch inter­individuelle Unterschiede der Nierenarterien konnten auf diese Weise ausgeglichen werden.

2. Fiberoptische Kunstofffasern

Um nicht nur den Gesamtfluss der Nierenarterie zu messen, sondern auch einen kontinuierlichen Fluss im Nierengewebe zu registrieren, implantierten wir den Ratten zwei optisch leitende Kunststofffasern (s. Kap. 3.2.). Zur Schonung der Niere wurde die Kapsel mit den Fasern blind in den Nierenpol gesteckt. Über die wirkliche Lage im Nierenparenchym bezüglich angrenzender Strukturen, die Einfluss auf die Messung nehmen könnten, ließ sich nur eine ungenaue Aussage machen. Gleiches gilt für die Lage bezüglich der Anatomie der Niere. Da das Nierenparenchym nicht homogen, sondern in ein Kelchsystem mit Markstrahlen sowie unterschiedlichen Markschichten [Seite 60↓]eingeteilt ist, lässt sich auch hier nur schwerlich sagen, welche Struktur bei der Implantation getroffen wurde. Um diesen Unsicherheitsfaktor gering zu halten, wählten wir als Lokalisation der Fasern den Nierenpol. Die Ergebnisse eines Tieres, die sich im Gegensatz zu den Resultaten aller anderen gemessenen Ratten befanden, wurden nicht berücksichtigt, da wir in diesem Fall eine irreguläre Lage der Fasern annahmen.

Das Prinzip der Messung beruhte auf dem Doppler-Effekt. Vom Messgerät aus wurde in das Gebiet von ca. einem Kubikmillimeter um die Kunstofffasern Licht gestreut, welches beim Auftreffen auf das Gewebe zum Teil reflektiert wurde. Trifft der Strahl auf sich bewegende Teilchen, erfährt er nach dem Doppler-Effekt eine Frequenzänderung. Da diese Teilchen hauptsächlich Erythrozyten waren, wurde die Frequenzverschiebung in eine Geschwindigkeit umgerechnet. Es wurde jeweils die Anzahl der Teilchen und deren Geschwindigkeit gemessen und im Folgenden zu Averating Units (AU) umgerechnet. So konnte von einem zuvor registrierten Ausgangswert eine Zu- oder Ab­nahme des Nierenflusses gemessen werden. Aufgrund der relativ unbekannten Lage der Spitze der Enden der fiberoptischen Fasern und somit des Messzylinders wurden von den Messergebnissen mit Hilfe der zuvor ermittelten Ausgangswerten die Relativ­werte errechnet. So konnte unabhängig von der Lage eventueller größerer Gefäße in der Messgegend oder schwach perfundiertem Bindegewebe vergleichbare Werte erzielt werden.

Diese Methode ist bei wachen Versuchstieren leider sehr störanfällig. So wurden auch Artefakte gemessen, die durch passive oder aktive Bewegungen der Tiere entstanden. Die aktiven Willkürbewegungen wurden durch Beobachtungen der Ratte über den gesamten Versuch erfasst und im Protokoll festgehalten. Passive Bewegungen durch Erschütterung des Versuchskäfigs wurden nach Möglichkeit vermieden oder gegebenen­falls notiert. In beiden Fällen waren die gemessen Werte dieser Artefakte um ein Vielfaches höher als die tatsächlichen Messergebnisse und dauerten meist nur wenige Sekunden. Als weiteres Indiz für diese Fehler diente die Tatsache, dass diese Abweichungen immer für beide Streulichtmessungen, d.h. in Rinde und Mark, parallel stattfanden. Anhand dieser Gegebenheiten konnten die Störungen der Messung im Nachhinein zuverlässig erkannt und eliminiert werden.


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Kalibrierung

Als Ausgangswert registrierten wir den Mittelwert der Messwerte des Versuchstiers einige Minuten nach erfolgter Verkabelung, also direkt vor Beginn der Messung, als noch keine Blutdruckinterpolation vorgenommen worden ist.

Schwieriger gestaltete sich die Definition des Nullpunktes. Kernick [60] stellte in seinen Studien fest, dass bei einer Blutflussunterbrechung für ein bestimmtes Gewebe, in dem eine Laser-Doppler-Spektroskopie durchgeführt wird, das Signal zunächst einen Anstieg zeigt bevor es abfällt. Außerdem beobachtete er, dass die Messung noch von weiteren Faktoren abhängt, zum Beispiel dem Vorliegen von ödematösem Gewebe. Als stärkster Einfluss kann aber die Gewebetemperatur gelten, da die Brownsche Molekular­bewegung mit steigender Temperatur zunimmt. Die wichtigste Feststellung Kernicks jedoch ist, dass das Signal unabhängig vom Blutgehalt des Gefäßes erzeugt wird. So konnten an einem dorsalen Handgefäß vor und nach erzeugter reaktiver Hyperämie keine signifikant unterschiedlichen Werte gemessen werden, sondern nur abhängig vom Blutfluss gleichmässig ansteigende Messwerte. Außerdem zeigten Roman und Smits [87], dass sich auch bei einem Nierenfluss der Ratten mit dem Wert Null nach 10-15 Minuten die Erythrozyten immer noch bewegen.

Nach Kernick wird das Nullpunktsignal auch von der Brownschen Molekularbewegung der Makromoleküle des Interstitiums bestimmt. Er schlägt daher vor, 3-5 Minuten nach Blutflussunterbrechung das Signal zu messen und es von den folgenden Messwerten zu subtrahieren. Diese Zeitspanne ist jedoch für die Rattennieren nicht tolerierbar, ohne ischämische Schäden zu verursachen. Wir unterbanden daher den Blutfluss der Nieren­arterie bis zu dem Zeitpunkt, an dem sich das gemessenen Signal stabilisiert hatte. Dieser Signalwert wurde als Nullpunkt bestimmt und ging in unsere spätere Relativ­wert­berechnung mit ein.

3. Servokontrolle

In Abb. 10 und 11 wird anhand der geringen interindividuell unterschiedlichen SEM ersichtlich, dass die Servokontrolle suffizient arbeitete und die Druckwerte des RPP sehr genau eingestellt bzw. korrigiert wurden.


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4.  Sender

Um den Druck der Nierenarterien zu messen, wählten wir die Methode der Telemetrie. Da wir die Drossel oberhalb der Aa. renales angebracht hatten, war somit der Nieren­perfusionsdruck mit dem Druck der Aorta abdominalis identisch. Wir führten deswegen einen Katheter in die Bauchaorta unterhalb der Abgänge der Aa. renales ein, welcher mit einem Sender (11 PA C40, DSI, St. Paul, MN) unmittelbar verbunden war.

Um plausible Messergebnisse zu erhalten, musste der Blutfluss distal des Katheters so natürlich wie möglich erhalten bleiben. Daher wurde die Aortaeröffnung zur Katheter­implantation den Ausmaßen des Katheters entsprechend minimal gehalten. Dennoch zeigten sich bei wenigen Tieren postoperativ motorische Ausfälle der unteren Ex­tremitäten. Diese Tiere wurden für die Experimente nicht verwendet. Als Ursachen hier­für sind ischämische Veränderungen durch die vorgenommene Abklemmung der Aorta abdominalis anzunehmen, sowie Störungen der aktuellen Durchblutung durch zuviel Gewebekleber oder einer Aktivierung des thrombozytären und plasmatischen Gerinnungssystems.

Die Kalibrierung des Senders vor jeder Implantation erfolgte in einem druckstabilen Plastik­gefäß, dessen Druck von außen regulierbar war. Es wurden die Drücke 0 und 100 mmHg erzeugt und die Messdaten des Senders an die jeweiligen Druckwerte für 0 und 100 mmHg angeglichen. Durch diese Zweipunkteinstellung waren über die von uns ermittelten Druckbereiche die Blutdruckwerte der Ratten exakt zu messen. Nach der De­implantation wurden die Messung erneut im gleichen Plastikgefäß überprüft und teilweise Abweichungen von bis zu 10 mmHg gefunden, vor allem bei Tieren mit längerer Implantatverweildauer.

Wie bereits beschrieben war der mit dem Sender fest verbundene Katheter mit Gel gefüllt, damit kein Blut in die Katheterspitze gelangen konnte. Bei besagten Ab­weichungen fanden wir geringe Blutmengen im Katheter, die einen Teil des Gels ersetzt hatten. Da wir für die Auswertung der Ergebnisse die Relativwerte berechneten und deren jeweilige Änderungen auswerteten, ist daher von keiner Auswirkung auf die Er­gebnisse auszugehen.


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5.2.  Diskussion der Ergebnisse

5.2.1. Ergebniszusammenfassung

Die Ergebnisse der vorliegenden Studie zeigen, dass sowohl der mittlere renale Perfusionsdruck wie auch die Frequenz der überlagernden Schwingung sowie die Richtung der Druckänderung entscheidende Auswirkungen auf die Leitwerte haben. Dies wurde anhand der Parameter Amplitudenhöhe, Phasenwinkel und mittlerer Druckkurve an allen drei Messorten der Niere nachweisen.

In allen Versuchen mit Sinusschwingungsüberlagerung ist bei langsamer rampen­förmigen Absenkung des mittleren renalen Perfusionsdruckes (RPP) zunächst eine Schwingung zu erkennen, die mit annähernd gleichbleibenden mittleren Blutfluss­werten zur Eingangsschwingung einen Phasenwinkel φ ~ 180° hat (Abb. 13-15). Diese Schwingung geht bei tiefem mittleren RPP in eine Schwingung mit dem Phasen­winkel φ ~ über, deren Amplitude sich mit abnehmendem mittleren RPP vergrößert (Abb. 13-15, 18). Diese Amplitudenvergrößerung in der Schwingung der Leitwerte wird ausgeprägter, je höher die Frequenz der überlagernden RPP-Schwingung ist (Abb.20) und erreicht das Sechsfache der Amplituden bei den Ausgangs­werten des mittleren RPP. Bei ansteigendem mittleren RPP zeigt sich bei niedrigen RPP-Werten erneut eine große Amplitude, die mit steigendem mittleren RPP abnimmt. Die Mittelwerte der Leitwertkurve zeigen zunächst ein überschießendes ansteigendes Verhalten, bevor sie absinken und unterhalb des Ausgangswertes enden. Eine signifikante Abhängigkeit der Amplitudenhöhe von der Frequenz ist hierbei nicht zu beobachten.

Auch der Wert des mittleren RPP, an dem die Schwingung von einem Phasen­winkel φ ~ 180° zu einem Phasenwinkel φ ~ wechselt (und umgekehrt), scheint abhängig vom Messort und von der Frequenz der überlagernden RPP-Schwingung (Abb.17). So liegt bei langsamer rampenförmiger Absenkung des mittleren renalen Perfusionsdruckes (RPP) der Umschlagpunkt des Gesamt­nieren­flusses jeweils bei signifikant höheren RPP-Werten als bei den ge­messenen Gewebefluxen. Bei ansteigendem mittleren RPP erhöht sich mit an­steigender Frequenz der überlagerten Schwingung auch der mittlere RPP-Wert für den Umschlagpunkt, das heißt der Phasenwechsel findet zu einem späteren Zeitpunkt des Versuches statt. Bei Absenkung des RPP ist diese Abhängigkeit aufgehoben.


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5.2.2.  Versuche zur Charakterisierung der Autoregulation

Die Erfassung der aktiven druckabhängigen Eigenschaften des Nierenkreislaufes, der sogenannten Autoregulation, erfolgt klassisch durch die Messung des Blutflusses der Niere bei Änderung des renalen Perfusionsdrucks [19,36,42,47,58,72]. Die Änderungen dieses Drucks wurden in der Regel durch ein stufenförmiges Senken des Perfusionsdrucks erzeugt [19,36,42,78]. Aus dem gewonnen Druck-Fluss-Diagramm wurde auf das Vorhandensein von Autoregulationsmechanismen geschlossen. Als Parameter dieser Autoregulation wurden aus den ermittelten Kurven sehr verschiedene Kenngrößen zur Hilfe herangezogen. Zunächst wurde derjenige Druckbereich angegeben, in dem der renale Blutfluss oder die glomeruläre Filtrationsrate konstant geblieben ist. Diese Idealkurven sind innerhalb der Physiologie allgemein bekannt (siehe auch Kapitel 2.2.). In der Realität der Messungen sind allerdings selten solche idealen Kurven zu beoachten. Der Blutfluss oder die Glomeruläre Filtrationsrate (GFR) sind keinesfalls absolut konstant, sie können mehr oder weniger in Richtung der Druck­änderung variieren, in Einzelfällen sogar entgegen der Druckänderung. Die Neigung des Abschnittes der Druck-Fluss-Beziehung absolut bzw. relativ wird in verschiedenen Formen als Autoregulationsindex bezeichnet [95]. Die Größe des Index‘ wird von einigen Forschern als Maß für die Effizienz der Autoregulation betrachtet, Veränderung durch experimentelle oder pharmakologische Eingriffe als Verbesserung bzw. Verschlechterung der Autoregulation. Wir gehen anhand unserer Untersuchungen jedoch davon aus, dass man nicht von einem plötzlichen Übergang von funktionierender Autoregulation zur Abwesenheit von Autoregulationmechanismen sprechen kann. Vielmehr existiert immer ein Übergang mit anteiligen, im Ergebnis jedoch insuffizienten Autoregulationsvorgängen hin zur passiven Gefäßreaktion. Darauf wird im Folgenden noch eingegangen werden.

Der Übergang des sogenannten flachen Teils der Druck-Fluss-Beziehung in einen steilen Teilen wird als Grenze der Autoregulation bezeichnet. Hierbei unterscheidet man folgerichtig eine obere und ein untere Grenze. Letztere wird zur quantitativen Charakterisierung der Druck-Fluss-Relation genutzt. Die Aussagen über diese untere Grenze der Autoregulation und deren Verschiebung werden sehr different bewertet und interpretiert. Es sind Auswertungen entwickelt worden, diesen Punkt genauer zu bestimmen, indem die Funktion einerseits in den Autoregulationsbereich und andererseits in den passiven Bereich bei niederigeren Drücken unterteilt und durch drei Regressionsgeraden gekennzeichnet wird. Je näher die beiden Schnittpunkte der drei Geraden aneinanderlie[Seite 65↓]gen, um so abrupter ist der Übergang zwischen dem aktiven und passiven Teil. Turksta et al. [98] zeigten jedoch, dass diese Verfahren einen nicht unerheblichen subjektiven Faktor aufweisen. Deshalb wurden von ihnen die Druck-Fluss-Beziehungen mit einer Polynomfunktion gefittet und der Nulldurchgang der dritten Ableitung als unterer Grenzwert der Autoregulation definiert.

Wie bereits erwähnt sind Autoregulationsvorgänge bislang meist durch stufenförmige Druckänderung ermittelt worden. Dabei schwanken Stufenhöhe und Dauer in den einzelnen Untersuchungen beträchtlich. Für den dynamischen Teil der Autoregulation wurden Anteile natürlicher Oszillationen, z.B. als Pulsatmung oder Wellen [21,57] genutzt, bzw. künstliche Schwingungen, beabsichtigt oder unbeabsichtigt, durch Pumpen und Perfusionseinrichtungen erzeugt. Außerdem wurde die Druck-Volumen-Relation sowohl bei Druckabfall als auch bei Druckanstieg untersucht, jedoch wurde in der Regel das unterschiedliche Vorgehen nicht berücksichtigt. Unsere Arbeitsgruppe [32] ermöglichte es jedoch, die Drucksenkung in jeder beliebigen Form reproduzierbar zu gestalten. Aus regeltheoretischen Gründen wurde eine rampenförmige Änderung des Druckes gewählt. Hierbei zeigte sich, dass die Druck-Fluss-Relationen sowohl von der Geschwindigkeit der Rampen, als auch von der Richtung der Druckänderung stark beeinflusst werden konnten. Um auf die Charakteristik der Blutdruck-Blutfluss-Regulationen zu schließen, wurde der Leitwert (Conductance) absolut bzw. relativ berechnet. Hierbei ist zu berücksichtigen, dass die Beziehungen zwischen Diameter und Leitwert nicht eineindeutig sind. Neben dem Durchmesser gehen Viskosität und Länge des Gefäßes in den Leitwert ein. Hierbei sind die Voraussetzungen für eine eineindeutige Beziehung zwischen Diameter und Leitwert wie das Vorliegen einer Newtonschen Flüssigkeit und unveränderter Viskosität nicht erfüllt.

Ein unveränderter Leitwert bei Druckänderung würde einem starren Gefäßsystem und unveränderten Flüssigkeitseigenschaften entsprechen. Ein mit sinkendem Druck fallender Leitwert würde einem passiv verringerten Gefäßquerschnitt entsprechen. Allerdings könnte auch die Überlagerung einer aktiven Vasokonstriktion bzw. einer dem passiven Verhalten nicht entsprechenden Vasodilatation die Ursache sein. Ein Anstieg des Leit­wertes bei fallendem Druck und vice versa ein Abfall bei Druckanstieg aber kann nur durch ein Überwiegen der aktiven Vasodilatation gegenüber den passiven Eigenschaften und umgekehrt erklärt werden. Durch diesen Nachweis von aktiven Mechanismen konnten somit das Vorliegen von Autoregulation nachgewiesen werden. Aus diesem Grunde wurde die Höhe des Anstiegs des Leitwertes bei Druckänderung als Maß für die [Seite 66↓]Güte der Autoregulation herangezogen, ebenso wie der Druckwert, an dem der Leitwert sein Maximum erreicht, als Charakteristikum der Lage der Autoregulation galt [32]. Ersteres entspricht der in Kapitel 2.3. in Abb. 2 dargestellten Änderung d, letzteres der Änderung c. Derartige Änderungen von Effizienz und Lage fanden sich z.B. bei Erhöhung der Druckänderungsgeschwindigkeit.

5.2.3. Versuche mit überlagerten Sinusschwingungen

Unsere Versuche zeigen einen deutlichen Zusammenhang zwischen dem mittleren renalen Perfusionsdruck (RPP) und der Antwort der vaskulären Regulation. In jedem Einzelversuch war bei abfallendem mittleren renalen Blutdruck des Versuchstiers eine Vergrößerung der Amplitude der Ausgangsschwingung an allen drei Messorten zu beobachten. Diese war bei schnelleren Oszillationen signifikant stärker als bei langsameren Schwingungen, verglichen mit der Ausgangsschwingung waren die Amplituden bis auf das Sechsfache erhöht (Abb. 20 C). Diese Abhängigkeit von der gewählten Frequenz lassen sich in den ansteigenden Flanken nicht beobachten.

Bisher war die Wirkung von oszillierenden RPP-Änderungen auf die Nierenfunktion selten Gegenstand von Untersuchungen. In einem Fall wurde der RPP an wachen Hunden auf einen einheitlichen Wert von 85 mmHg gesenkt [73]. Infolgedessen wurde ein signifikanter Anstieg des systemischen arteriellen Blutdrucks gemessen, wahrscheinlich ausgelöst durch Anstieg der Reninausschüttung sowie durch erhöhte Natrium- und Kaliumrückresorption. Dieser Anstieg war bei den gleichen Tieren signifikant niedriger, wenn der RPP auf den selben mittleren Wert abgesenkt wurde, zusätzlich aber mit RPP-Oszillationen von f=0,1 Hz und einer Amplitude von A=20 mmHg überlagert wurde. Die Oszillationen verminderten die bei statischer Reduktion des RPP beobachtete Zunahme der Plasmareninaktivität. Außerdem führte die Überlagerung mit Sinusschwingungen zu einer gegenüber der statischen Senkung signifikanten Erhöhung der Urinvolumenexkretion.

Holstein-Rathlou [47] führte Versuche mit Oszillationsüberlagerungen des arteriellen Blutdrucks an der isolierten Niere von Ratten durch und variierte den renalen Perfusionsdruck mit sinusförmigen Schwingungen der Frequenzen zwischen f=0,005 und
f=0,2 Hz mit Amplituden zwischen A=0,4 und A=15 mmHg um den Ausgangsdruck der Tiere und zeichnete den renalen Blutfluss (RBF) und den proximalen Tubulusdruck auf. Er zeigte anhand der Frequenzen von f=0,01, f=0,033 und f=0,1 Hz, dass es Unterschiede in den Antwortamplituden der renalen Blutflusskurven gab. So waren bei [Seite 67↓]gleicher Perfusionsdruckamplitude bei der Frequenz f=0,033 Hz die gemessenen Amplituden des renalen Blutflusses signifikant größer als bei den Frequenzen f=0,01 und f=0,1 Hz. Außerdem stellte er bei den Antwortkurven eine Schwingung gleicher Frequenz fest, die gegenüber der Perfusionsdruckschwingung den Phasenwinkel φ~180° hatte. Dies entspricht unseren Versuchsergebnissen in den mittleren Perfusions­druckbereichen oberhalb 80-95 mmHg, wo auch bei uns eine gegenläufige Schwingung gemessen wurde (Abb. 13-15). Bei der Vergrößerung der Eingangsamplitude bei f=0,033 Hz auf A=15 mmHg beschreibt er eine Antwort­schwingung des gemessenen Blutflusses mit einer Verdoppelung der Frequenz (siehe Abb 21).

Abb. 21: Aus [47]

Holstein-Rathlou schloss daraus, dass die Phase der Antwortschwingung streng von der Amplitude der stimulierenden Schwingung abhängig ist. Aus der abgebildeten Graphik wird aber ersichtlich, dass es sich hierbei nicht um eine gleichmäßige Schwingung mit doppelter Frequenz handelt. Während in den Bergen der Sinus­schwingung der Blutfluss im Sinne der Gegenschwingung auf niedrige Werte wie im Vorversuch absinkt, ist bei den Tälern der Eingangsschwingung nur eine geringe Absenkung der Ausgangswerte zu erkennen. Hingegen zeigen die Ergebnisse unserer Versuche bei
f=0,02 Hz in den nierigen Druckbereichen einen Wechsel von einer Schwingung mit [Seite 68↓]Phasen­winkel φ~180° zu einer Schwingung Phasenwinkel φ~0° im Vergleich zur Ein­gangs­schwingung (Abb. 13-15). Dies legt die Vermutung nahe, dass in den zitierten Versuchen von Holstein-Rathlou bei Vergrößerung der Amplitude die selben niedrigeren Druckbereiche erreicht wurden, bei denen der renale Blutfluss mit einer gleichartigen Schwin­gung (φ~0°) wie in den hier vorgestellten Untersuchungen (Abb. 13-15) reagiert hat. So ist es zu einer scheinbaren Verdopplung der gemessenen Schwingung des renalen Blutflusses gekommen. Diese gleichartige Schwingung hielt nur so lange an, bis im aufsteigenden Teil der Eingangsschwingung wieder der Umschlagwert erreicht wurde und die Antwortkurve von der Schwingung in Phase (φ~0°) wieder in die Gegenphase (φ~180°) wechselte. Dies würde auch die ungleichmäßige Antwortschwingung in den zitierten Versuchen erklären. Die gleichen Ergebnisse erhielt Holstein-Rathlou auch bei einer Stimulation mit f=0,05 Hz. Es ist daher anzunehmen, dass es sich hierbei um einen Vorgang handelt, der druckabhängig unterschiedlich reagiert und nur bei einer bestimmten Spannbreite von Frequenzen zu beobachten ist. Es ist davon auszugehen, dass hier druck- und geschwindigkeits­abhängige Regulationsmechanismen zum Tragen kommen, die sonst entweder gar nicht wirken oder nur so gering, dass sie von anderen Regulationen überlagert werden.

5.2.4. Veränderungen der Amplituden

In allen Versuchen mit Sinusschwingungsüberlagerung ist in den ansteigenden Flanken ein deutlicher Anstieg der Amplituden im sehr niedrigen RPP-Bereich zu sehen (Abb.13-15, 18). Die Ursache dafür liegt wahrscheinlich in der unterschiedlichen Antwort der Arteriolen bei verschiedenen Mitteldrücken [90]. Man kann eine aktive von einer passiven Gefäßreaktion mittels einer kalziumfreien und einer kalzium­haltigen Perfusionslösung voneinander unterscheiden (Abb. 22). Dies ist allerdings nur unter der Annahme möglich, dass Kalzium die passiven Eigenschaften der Gefäße nicht verändert. Schubert zeigte, dass im unteren Druckbereich beide Kurven identisch sind, die passive Kurve gleichförmig ansteigt, um bei etwa 80 mmHg in die Sättigung überzugehen. Die Kurve, die in der kalziumreichen Lösung gemessen wurde, liegt immer unterhalb der passiven Kurve, erreicht bei etwa 30-40 mmHg ein Maximum, fällt auf ein druckunabhängiges Plateau und steigt bei Drücken über 160 mmHg wieder an (siehe Abb. 22). Das bedeutet, dass ab 30-40 mmHg eine Vasokonstriktion eintritt, die an die Anwesenheit von Kalziumionen gebunden ist und somit wahrscheinlich aktiven musku[Seite 69↓]lären Reaktionen entspricht. Unterhalb 30-40 mmHg sind diese Reaktionen auch mit Kalzium nicht nach zuweisen, so dass man davon ausgehen kann, dass aktive Mechanismen erst ab 30-40 mmHg existieren und bei niedrigeren Druckwerten nur eine rein passive Reaktion der Gefäße erfolgt.

Abb. 22: Aus [90]

Eine einfache Übertragung dieser Diameterveränderungen von Skelettmuskelgefäßen auf Änderungen des Widerstands und damit auch des Flusses ist aus den oben genannten Einwänden nur bedingt möglich. Jedoch Loutzenhiser [17] zeigt in mehreren Untersuchungen an hydronephrotischen Rattennieren einen Anstieg des Arteriolendurchmessers als Reaktion auf einen Anstieg des RPP von 20 mmHg auf 40-50 mmHg. Bei einer weiteren Steigerung des RPP von 40-50 mmHg auf 180 mmHg war ein präziser kontinuierlicher Abfall des Gefäßdurchmessers zu verzeichnen. Loutzenhisers Ergebnisse lassen vermuten, dass auch hier in den unteren Druckbereichen bis zu einem RPP-Wert von ca. 40 mmHg nur eine passive Dehnung der Gefäße erfolgt und erst oberhalb dieses Wertes eine aktive myogene Kontraktion stattfindet.

So zeigt sich auch in unseren Versuchen in den ansteigenden Flanken zunächst ein deutlicher Anstieg der Amplituden bis zu einem Maximalwert von 46-58 mmHg. Bei Überschreiten dieses Wertes bis ca. 90 mmHg zeigen die Leitwerte einen stetigen [Seite 70↓]Abfall der Amplituden. Solange eine unveränderte Blutviskosität vorhanden ist, spiegelt der relative Leitwert den Gefäßdurchmesser wieder. Daher muss bei einem Anstieg der Compliance des Gefäßes bei einer gleichbleibenden Eingangsschwingung eine größere Antwortamplitude zu messen sein. Unsere Ergebnisse legen also den Schluss nahe, dass unterhalb des Maximums von 46-58 mmHg eine rein passive Reaktion des Gefäßes vorherrscht und mit steigendem mittleren RPP auch die Amplitude ansteigt. Oberhalb dieses Schwellenwertes geht die rein passive Gefäßreaktion in eine beginnende aktive Regulation im Sinne autoregulatorischer Prozesse über, die jedoch noch nicht ausreicht, um die passiven Reaktionen vollständig zu korrigieren und somit zu diesem Zeitpunkt noch insuffizient ist.

Der Wert des mittleren RPP, an dem die aktive Regulation in eine passive Reaktion übergeht, sinkt mit steigender Frequenz (Abb. 19 C), das heißt, je höher die Frequenz ist, desto später wird im Versuch die aktive Regulation durch eine rein passive Reaktion ersetzt. Der Anstieg der Compliance bei Frequenzerhöhung ist möglicherweise auf einen Anstieg des Shearstresses zurückzuführen, der bei erhöhten Frequenzen verstärkt wirkt. Ein Anstieg des Shearstresses stimuliert vor allem die Vasodilatatoren, die wiederum die Gefäßspannung senken und zu einem Anstieg der Compliance führen, erkenntlich an den stärkeren Leitwertänderungen auf vergleichbare Druckänderungen.

5.2.5. Mögliche Auswirkungen von Shearstress

Bei unseren Untersuchungen dient eine dynamischen RPP-Änderung als Eingangssignal. Es wirkt aber nicht nur der RPP an sich, sondern neben der Dehnung der Gefäße sowie Änderungen der Wandspannung als weiteres Ziel Änderungen des Flow [110] und des vom Blutfluss abhängigen Shearstresses [89,102]. Unsere Ergebnisse zeigen eine signifikante Erhöhung der Amplituden mit steigender Frequenz (Abb. 20). Eine wahrscheinliche Erklärung hierfür ist die Vergrößerung des Shearstresses. An der durch Shearstress vermittelten Diameterregulation sind mehrere Metabolite, parakrine und autokrine Stoffe beteiligt. So sind Wirkungen von NO, Prostaglandinen, Prosta­cyclin, Cytochrom P 450, EDHF, Ca, Endothelin und anderer Stoffe bekannt [9,33,37,48,67,71,84]. Während den erst­genannten Botenstoffen eine vasodilatative Wirkung zugesprochen wird, ist die Rolle des Endothelins kontrovers diskutiert. Im Allgemeinen geht man davon aus, dass der Vasokonstriktor Endothelin bei Shearstress dosisabhängig vermindert freigesetzt und dadurch eine Dilatation ausgelöst wird [43,67,71]. Aber auch vasokonstriktorische Wirkungen als Reaktion auf Shearstress [Seite 71↓]durch erhöhte Ausschüttung sind beschrieben [84]. Für die Freisetzung und Wirkung der Dialatatoren wie NO ist eine starke Abhängigkeit vom jeweiligen auf die Gefäßwand wirkenden Shearstress festgestellt worden [10,11,33,37]. So wurde in vitro an Zellkulturen gezeigt, dass bei einem erhöhten Fluss und einem somit zunehmendem Shearstress eine erhöhte Konzentration von NO zu messen ist. Die physiologische Reaktion des Gefäßes auf NO ist eine Vasodilatation. Der jeweilige Blutfluss in einem Gefäß erzeugt Scherkräfte an der Gefäßwand. Rezeptoren für diesen Shearstress können die Endothelzellen selber sein [39], beziehungsweise die auf ihnen befindlichen Glykokalixmoleküle, die bei Reizung eine Öffnung von Kanälen unter anderem für Natrium, Kalium und Calcium bewirken. Der entstehende Ionenstrom vermittelt intrazellulär die metabolitengesteuerte physiologische Reaktion, wie zum Beispiel eine Freisetzung von NO [92]. In diesem Regelsystem kann wiederum zwischen statischen und dynamischen Komponenten unterschieden werden, die unterschiedliche Reaktionen hervorrufen. So konnte gezeigt werden, dass die Größe des jeweiligen Shearstress per se einen weit geringeren Anteil an der NO-Freisetzung hat, als die Änderungsrate des Shearstresses [10,37]. Die Untersuchungen zeigen, dass auch andere Botenstoffe wie Prostacyclin nicht vom Zeitintegral des wirkenden Shearstresses abhängig sind, sondern deutlicher von dessen Änderungsrate. Die Geschwindigkeitsbereiche der Änderungen werden im Sekundenbereich vermutet. Ebenso wurden Kombinationen aus einer Steigerung der maximalen Flussrate und einer Pulsationsrate erforscht [74], hierbei wurden Pulsraten von 40, 60 und 80 bpm verwendet. Hier zeigte sich, dass die Steigerung der Pulsrate keinen Einfluss auf den gemessenen Wall Shearstress (WSS) hatte, wohl aber die Steigerung der maximalen Flussrate. So ist anzunehmen, dass die verwendeten Pulsationen, die den Bereichen der Herzaktionen gleichkommen, für das Regulationssystem zu schnell sind und somit keinen Einfluss ausüben können. Da unsere Versuche aber mit Frequenzen weit unterhalb der Herzfrequenz durchgeführt wurden, ist von einem Einfluss des Shearstresses auszugehen.

Außerdem wurde gezeigt, dass bei Widerstandsgefäßen Shearstress teilweise zu einer Dilatation, teilweise zu einer Vasokonstriktion führt, wenn eine erhöhte Vorspannung der Gefäßwände besteht [69,111]. Damit könnte eine Kombination aus Shearstress und zirkulärer Gefäßspannung, wie sie in unseren in-vivo-Versuchen zu erwarten gewesen ist, nicht nur die Quantität, sondern auch die Qualität der Gefäßreaktion beeinflussen [84,111].


[Seite 72↓]

Auch in unseren Versuchen ist von einer shearstressabhängigen NO-Ausschüttung mit vasodilatatorische Wirkung auszugehen. Es sind bei den Versuchen mit steigender Frequenz der Sinusschwingungen auch größere Amplituden der lokalen Flüsse gemessen worden (Abb. 20 C). Anhand der Formel für den Shearstress (τ =32 μ q π -1 D -3 mit µ=Viskosität, q=Flussrate, D=Gefäß­durchmesser) ließ sich errechnen, dass bei unseren Versuchen die Änderungsrate des Shearstresses bei der Frequenz f=0,005 Hz gegenüber den Versuchen ohne Sinusüberlagerung um Faktor 4 (τ =0,628 mmHg/s) höher war. Bei den Versuchen mit f=0,01 Hz war es der Faktor 8 (τ =1,256 mmHg/s), bei den Versuchsteilen mit der Frequenz f=0,02 Hz war die Änderung um das 16-fache (τ =2,512 mmHg/s) erhöht. Hierbei ist zu beachten, dass diese Berechnungen nur exakt sind, wenn Gefäßdurchmesser und Viskosität des Blutes gleichbleibend sind. Da sich in unseren Versuchen jedoch durch Regulationsmechanismen die Diameter und durch Plasmaskimming der Hämatokritwert änderte, sind die angegebenen Werte als Näherungen anzusehen. Mit ähnlichen Steigerungsraten sind schon andere Arbeiten zur Auswirkung des Shearstresses durchgeführt worden. Bei Steigerung des Shearstresses um das 3-, 8- sowie 15-fache konnte dort eine Steigerung des fluss­induzierten Calciumstroms um 150%, 200% und 300% gezeigt werden, durch die eine Vasokonstriktion hervorgerufen wurde [109].

Den deutlichsten Beweis für die Abhängigkeit des Diameters vom Flow lieferte Matrougui [69]. Bei einem sich verzweigenden Gefäß von Ratten steigerte er den Druck, während er den einen Ast des Gefäßes verschloss und den anderen durchlässig ließ. So ließ sich die Änderung des Diameters beider Gefäße, in denen ja jeweils der gleiche Druck herrschte, nur auf die Unterschiede des Blutflusses zurückführen. Als Ergebnisse erhielt er eine Erweiterung des verschlossenen Gefäßes von 145 auf 150 µm, bei den geöffneten Gefäßen aber ergab sich eine Diameterzunahme von 150 auf 190 µm. Somit wird deutlich, dass der Blutfluss an der Gefäßwand einen vasodilatativen Effekt hat, unabhängig von dem im Gefäß herrschenden Druck.

Dieser frequenzabhängige Amplitudenanstieg in den Schwingungen der Leitwertkurve ist während der aufsteigenden Rampen nicht mehr zu beobachten (Abb. 20 D). Hierbei ist allerdings anzumerken, dass die ansteigende Flanke jeweils nach einer Drucksenkungsphase gemessen wurde, in der eine vermehrte Bildung von Angiotensin II stattfindet. An isolierten Koronararterien konnte bislang gezeigt werden, dass eine pulsatile transmurale Druckänderung im Sinne von Shearstress zu einer Freisetzung von EDHF [Seite 73↓]mit einer Zunahme der rhythmischen Gefäßwanddilatation führt [83]. Die Wirkung von EDHF an Koronararterien ist vergleichbar mit der an afferenten Arteriolen der Niere. Hier bewirkt EDHF über die Deaktivierung des spannungsgesteuerten Kalziumeinstroms eine Vasodilatation, jedoch nicht an der efferenten Arteriole. Ein direkter Gegenspieler an der afferenten Arteriole könnte Angiotensin II sein, das über eine Aktivierung von spannungs­gesteuerten Kalziumkanälen ebenso nur an der afferenten Arteriole seine Wirkung erzielt [105]. Der Anstieg der Angiotensin II Konzentration könnte damit ursächlich zur Hemmung der frequenzabhängigen Zunahme der Compliance führen.

Die überlagerten Sinusschwingungen führten zu unterschiedlichen Reaktionen des Gesamtnierenflusses und des cortikalen und medullärem Laserdopplersignals (Abb. 13-15, 19, 20). Dies kann zum einen in der Tatsache begründet sein, dass der Shearstress an Gefäßen mit größerem Durch­messer stärker wirkt als bei kleineren und daher die kleinen Gefäße im Nierengewebe im Gegensatz zur Nierenarterie nicht so ausgeprägt reagieren. In diesem Zusammenhang ist auch der unterschiedliche Aufbau der Gewebe zu beachten. Der Blutfluss z.B. durch das Nierenmark geschieht hauptsächlich durch die absteigenden und aufsteigenden Vasa recta, die aus den efferenten Arteriolen der Glomeruli hervorgehen. Die parallele Anordnung der Vasa recta mit den Henleschen Schleifen und den Nierentubuli führen zu einem Gegenstromprinzip, einem wichtigen Faktor in der Regulation der Nierenfunktion [26]. Zum anderen ist zu beachten, dass die Messungen der Gewebeflüsse mittels Streulichtmessung erfolgten. Da diese Messmethodik auf dem Erythrozytengehalt des Gewebes basiert, kommen als Fehlerquellen möglicherweise venöses Pooling sowie Verdünnungseffekte durch Abtrennung von festen und flüssigen Bestandteilen, dem schon erwähnten Plasmaskimming, in Betracht. In beiden Fällen würden bei realem Anstieg des Blutflusses die Messwerte abfallen und umgekehrt.

5.2.6. Phasenwechsel zwischen Blutdruck und Leitwerten

In der Darstellung der Leitwerte ist in den Druckbereichen oberhalb von 95 mmHg eine Schwingung dieser zu erkennen, die zur Eingangsschwingung einen Phasenwinkel von φ~180° aufweist. Bei Unterschreiten eines bestimmten Schwellenwertes ist ein Phasen­winkel­wechsel von φ~180° zu beobachten. Dies ist vergleichbar mit den oben zitierten Versuchen von Holstein-Rathlou et al. [47], der bei Sinusschwingungsüberlagerung in den unteren Druckbereichen eine phasengleiche Schwingung festgestellt hat (siehe Kap.5.2.3. Abb. 21).


[Seite 74↓]

In vorhergehenden Untersuchungen konnte gezeigt werden, dass die Reaktion der Nierengefäße auf Schwankungen des RPP in hohem Maße von der Dynamik der Druckänderung abhängig ist [31].

Bei der Betrachtung der Gefäßreaktionen auf dynamische Druckänderungen kann man von mindestens drei beteiligten Mechanismen ausgehen.

Diese sind

Diese Mechanismen überlagern sich in den Antwortreaktionen. Hierbei bestimmt der Tonus der Gefäß­muskulatur die Compliance der Gefäße, die wiederum sowohl die passive Dilatation als auch die aktive Konstriktion mit beeinflusst.

Die Regulationsmechanismen der Gefäße auf Druckänderungen unterscheiden sich in Ausmaß, Richtung und zeitlichem Verhalten. So kann man am Beispiel der Niere die unmittelbar an der Autoregulation beteiligten Mechanismen erstens in einen schnellen myogenen, zweitens in einen langsameren Tubuloglomerulär Feedback Mechanismus (TGF), der durch das Verhältnis von Filtration und Tubulusfunktion bestimmt wird, und drittens in einen noch langsameren, wahrscheinlich metabolischen und / oder auto- bzw. parakrinen Aspekt der Autoregulation auflösen [56]. Dieses unterschiedliche Zeitverhalten macht die Reaktion des renalen Blutflusses im hohen Maße von der Dynamik des Störsignals abhängig.

Der Effekt des Shearstresses ist oben schon beschrieben worden. Sein Einfluss auf die Regulationsmechanismen der Nierengefäße und deren Muskeltonus wurde jedoch bisher erst in wenigen Untersuchungen erforscht. Endlich et al. [28] zeigten, dass eine Vergrößerung des Shearstresses durch Erhöhung der Viskosität der Flüssigkeit zu einer verstärkten Vasodilatation an der isolierten Rattenniere führt. Statische und dynamische Änderungen des Shearstresses induzieren, wie oben beschrieben, die Freisetzung und Synthese von Vasodilatoren und Vasokonstriktoren. Die Unter­suchungen zeigten auch eine signifikante Abhängigkeit der Freisetzung der Stoffe sowohl vom Steady State Wert, als auch von der Geschwindigkeit der Shearstress­änderung an isolierten Gefäßen bzw. Endothel­zellen.

Eine Interpretationsmöglichkeit der oben genannten vorausgegangenen Versuche [31] ist, dass der myogene Mechanismus und der TGF aufgrund ihrer verschiedenen Fre[Seite 75↓]quenzabhängigkeiten zu unterschiedlichen Anteilen an der Antwortreaktion beteiligt sind. Bei langsamen Druckänderungen wäre dann der TGF in stärkerem Maße als der myogene Effekt beteiligt, bei schnellen Änderungen vice versa.

Anhand des Phasenswechsels war in den hier vorgestellten Untersuchungen eine Betrachtung der Autoregulationsgrenze unabhängig von den Amplituden der Antwortkurven möglich. Wie in Kapitel 3.7. formuliert, konnte durch Umwandlung der Kurve der in jedem Tier übergangslose Phasenwechsel zwischen dem RPP und Leitwert als Übergang von der druckunabhängigen aktiven Vasokonstriktion zu einer druckabhängigen passiven Vasodilatation exakt bestimmt werden. Dieser Übergang kennzeichnet den Wechsel von nicht vollständigen autoregulatorischen Prozessen zu suffizienter Autoregulation [59]. In den hier vorliegenden Untersuchungen liegt der Blutdruckwert zwischen 80 und 95 mmHg für den totalen renalen Blutfluss (Abb. 17 C) und ist mit dem Wert aus den beschriebenen Voruntersuchungen (88 mmHg) kongruent. Er ist beim Abfall des renalen Mitteldrucks nicht von der Frequenz der überlagerten Sinusschwingung abhängig. Diese Werte sind vergleichbar mit vorhergehenden Untersuchungen mit anderen Testreizen an wachen Ratten [31,32].

Der beschriebene Abfall der Leitwerte bei RPP-Werten von 50 bis 80-90 mmHg zeigt eindrucksvoll den kontinuierlichen Anstieg des aktiven Gefäßmyotonus. Oberhalb von 90 mmHg fallen die Amplituden nicht weiter ab. Hier liegt eine Erklärungsmöglichkeit, dass zeitgleich mit dem Wechsel der Schwingungsphase der Gefäßtonus in Verbindung mit dem TGF die passive Dilatation voll ausgleicht und somit ein Übergang von der unvollständigen zur vollständigen Autoregulation sichtbar gemacht worden ist. Unterhalb von 90 mmHg findet, wie schon bei der Amplitudenbeschreibung erwähnt, nur eine nicht vollständige Autoregulation statt bei der die passiven Gefäßreaktionen überwiegen. Unterhalb von ca. 50 mmHg gehen wir von einem rein passiven Gefäßverhalten ohne aktive Regulationsvorgänge aus.

Die Werte des Phasenwechsels für die lokalen Leitwerte liegen bei signifikant niedrigeren Drücken als die Leitwerte des Nierengesamtflusses (Abb. 17), was sich als kongruent mit den zitierten Vorversuchen unserer Arbeitsgruppe erwiesen hat. Während die Unterschiede in den vorhergehenden Untersuchungen auch durch die methodische Besonderheit der Laser-Doppler-Messung (s.o.) bedingt sein konnten, kann der differente Phasenwechsel damit nicht erklärt werden. Dies bestätigt die Beobachtung, dass die Grenzen der Autoregulation im Mirkrozirkulationsbereich bei niedrigeren Per­fusionsdrücken liegen, als dies am Gesamtorgan der Fall ist.


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Die Abhängigkeit des Zeitpunktes des Phasenwechsels von der überlagernden Frequenz in den ansteigenden Flanken lässt sich in den abfallenden Versuchsteilen nicht nachweisen. Hierbei ist Folgendes zu beachten: Am Beginn der Drucksenkung zwischen 120 und 90 mmHg kommt es aufgrund der myogenen Reaktion nur zu einer kleinen Amplitude der Leitwerte (Abb.13-15,18) und damit auch zu geringen Fluss- und Shearstress-Änderungen. Daher sind auch keine frequenzabhängigen Änderungen des Druckwertes für den Phasensprung in diesem Druckbereich zu erwarten. Bei dem langsamen Wiederanstieg des RPP ist zu beachten, dass die Niere eine Zeit lang ischämisch war. Ein hier freigesetzter Stoff ist unter anderem das Angiotensin II, das in den ansteigenden Versuchsteilen den Phasensprung bereits bei niedrigeren Werten auslösen könnte. Für den totalen renalen Blutfluss ist der Einfluss der Schwingungs­frequenz erkennbar, da diesem Zeitpunkt starke Änderungen des Shearstresses und damit die Freisetzung von Vasodilatatoren wie NO, Prostacycline, EDHF u.a. vorausgegangen sind, die damit den myogenen Mechanismus und die Autoregulation erst bei höheren Druckwerten wirksam werden lassen (Abb. 17 D) [82].

In den vorhergehenden Untersuchungen unserer Arbeitsgruppe konnten wir in Abhängigkeit von der Druckänderungsgeschwindigkeit der rampenförmigen RPP-Änderung und damit auch von der Dauer der Drucksenkung unter 60 mmHg am Ende des jeweiligen Protokolls eine Verminderung bzw. Steigerung des RBF beobachten [31]. Bei den hier vorgestellten Ergebnissen sank bei dieser Rampengeschwindigkeit der Blutfluss und damit die Leitwerte auf 80 % des Wertes vor Beginn der Druckänderung (Abb. 12). Die Überlagerungen mit Druckänderungen verschiedener Frequenzen zeigen keinen Einfluss auf diese Verminderung des Leitwertes (Abb. 13-15). Damit ist, wie bereits vermutet, der Abfall der Leitwertkurve von der Dauer der Senkung des RPP und nicht von der Druck-Änderungsgeschwindigkeit abhängig und wird zu einem großen Teil durch die Stimulation des Renin-Angiotensin-Systems hervorgerufen. Durch eine Hemmung des ACE ist das Nichterreichen des Ausgangs­wertes erklärbar [19,93].

5.2.7. Zusammenfassung

Eine Überlagerung des langsam rampenförmig abgesenkten mittleren RPP mit Schwingungen unterschiedlicher Frequenz (f=0,005, f=0,01 und f=0,02 Hz) bei einer Amplitude von 20 mmHg führte zu einem Anstieg von dp/dt und einem erhöhten Shearstress an der Gefäßwand (WSS). Der Einfluss dieser Schwingungen auf den Leitwert war signifi[Seite 77↓]kant abhängig vom mittleren RPP. So waren die Leitwerte in tieferen Druckbereichen des RPP um ein Vielfaches höher als in den Ausgangsdruckwerten. Innerhalb der absteigenden Rampen führte eine Erhöhung der Frequenz zu einem Anstieg der maximalen Amplitude des Leitwertes des Nierengesamtflusses. Dabei wurden die größten Amplituden bei RPP-Werten zwischen 58 und 46 mmHg gemessen. Diese Abhängigkeit war in den ansteigenden Flanken nicht gegeben. Außerdem zeigte sich in den abfallenden Versuchsteilen ein plötzlicher Phasenwechsel zwischen der RPP- und der Leitwert-Schwingung bei mittleren RPP-Werten zwischen 95 und 80 mmHg. Dies lässt schließen, dass oberhalb dieses Druckwertes eine aktive myogene Vasokonstriktion die passive Gefäßdilatation vollständig ausgleicht, während unterhalb dieses RPP-Wertes die Vasokonstriktion insuffizient reagiert, bis die Leitwerte bei ca. 50 mmHg ausschließlich der passiven Vasodilatation folgen. Höhere Schwingungs­frequenzen führen durch einen Anstieg des WSS zu einer Erhöhung der Amplitude des Leitwerts. Dies bewirkt eine Änderung der charakteristischen renalen Autoregulation des RPP sowie deren Effizienz.

Damit konnte in der vorliegenden Arbeit einerseits gezeigt werden, dass der mittlere renale Perfusionsdruck einen bedeutenden Einfluss auf die dynamische Autoregulation des Nierengefäßbettes hat. Andererseits kommt deutlich zum Ausdruck, dass die sinusförmige Änderung des Perfusionsdruckes zu einem signifikanten Anstieg der Leitwerte der Gefäßflüsse führt. Diese langsame Schwingung der Nierendurchblutung hat möglicherweise eine Vielzahl von funktionellen Konsequenzen. Wie beschrieben führt eine Erhöhung des Shearstresses zu einer Veränderung der Produktion von gefäßregulierenden Stoffen wie Prostacycline, NO, EDHF und auch Endothelin. Des Weiteren ist auch die Reninfreisetzung der Niere abhängig von der lokalen Gefäßspannung. Diese Erkenntnisse können bei Erkrankungen, die mit einer Erniedrigung des renalen Blutdruckes einhergehen, wie zum Beispiel der Nierenarterienstenose oder der chronischen Herzinsuffizienz, eine nicht unerhebliche Rolle spielen.


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13.05.2005