BOLD-Kontrast

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Als BOLD-Kontrast (von englisch blood oxygenation level dependent, also „abhängig vom Blutsauerstoffgehalt“) bezeichnet man in der Magnetresonanztomographie (MRT) die Abhängigkeit des (Bild-)Signals vom Sauerstoffgehalt in den roten Blutkörperchen. Die Hauptanwendung des BOLD-Kontrasts ist die funktionelle MRT (fMRT) zur Darstellung der Hirnaktivität. Synonym wird das Akronym BOLD auch für blood oxygen level dependent oder (seltener) blood oxygen(ation) level dependence/dependency verwendet.

Geschichtliche Entwicklung[Bearbeiten]

Bereits 1935 stellte Linus Pauling fest, dass sich die magnetischen Eigenschaften des Proteins Hämoglobin in den roten Blutkörperchen abhängig vom Oxygenierungsgrad verändern.[1] Im Jahr 1982 zeigten Keith Thulborn und Mitarbeiter, dass Hämoglobin in Blutproben unterschiedliche MRT-Signale in Abhängigkeit vom Oxygenierungszustand aufweist.[2] Den gleichen Effekt beobachteten 1990 Seiji Ogawa und Mitarbeiter in vivo an Versuchstieren; von ihnen wurde auch die Bezeichnung „blood oxygenation level dependent (BOLD)“-Kontrast geprägt.[3][4] Ogawa erkannte auch das Potential, welches der BOLD-Kontrast für die funktionelle MRT haben würde. Erste Ergebnisse, welche mithilfe des BOLD-Kontrasts die Hirnaktivität von Probanden nach visueller Stimulation zeigten, wurden 1992 von John W. Belliveau und Mitarbeitern veröffentlicht.[5] Nikos Logothetis und Mitarbeiter zeigten 2001, dass die so gemessene BOLD-Antwort direkt mit der neuronalen Aktivität zusammenhängt.[6]

Physikalische Grundlagen[Bearbeiten]

Änderung der transversalen Relaxation von Blut in Abhängigkeit von der Konzentration des paramagnetischen desoxygenierten Hämoglobins (Daten für Rattenblut bei 4,3 Tesla[2]).

Desoxygeniertes Hämoglobin (desHb) enthält (aufgrund der ionischen Bindung des Eisenatoms) vier ungepaarte Elektronen je Häm-Gruppe und ist deshalb paramagnetisch. In mit Sauerstoff oxygeniertem Hämoglobin (oxyHb) wird dagegen die Eisenbindung kovalent und es liegen keine ungepaarten Elektronen vor; oxygeniertes Hämoglobin ist daher diamagnetisch.[7]

MRT-Aufnahmen bilden neben der Protonen(dichte)verteilung auch das Relaxationsverhalten der Wasserstoffkerne in der Probe (das sich für Flüssigkeiten und verschiedene Gewebe unterscheidet) als Kontrast ab. Das starke magnetische Dipolfeld des paramagnetischen desoxygenierten Hämoglobins führt zu lokalen Magnetfeldinhomogenitäten und führt über den intermolekularen Dipol-Dipol Relaxationsmechanismus zur Dephasierung der zunächst kohärent präzedierenden Kernspins . Diese Dephasierung wird als verkürzte (transversale) Relaxationszeit in der Umgebung des desHb beobachtet und ändert somit – abhängig von der desHb-Konzentration – den Kontrast des Bildes. Wie in der nebenstehenden Abbildung gezeigt ist, ändert sich die Relaxationsrate R_2 linear mit dem Quadrat der desHb-Konzentration[2]; mit zunehmender desHB-Konzentration nimmt die Relaxationsrate R_2 zu und die Relaxationszeit T_2 ab. Noch stärker ausgeprägt als die Änderung von R_2 ist die oxygenierungsabhängige Änderung von R_2^*, die dem Kontrast in Gradientenecho-Aufnahmen zugrunde liegt. In diesen ist deshalb auch die BOLD-Kontraständerung durch die veränderte T_2^*-Zeit besonders deutlich; in geringerem Umfang ist sie aber auch in Spinecho-Aufnahmen aufgrund der ebenfalls oxygenierungsabhängigen T_2-Zeit zu beobachten.[4]

Mathematisch lassen sich die Änderungen der Relaxationsraten beschreiben als

R_2 = R_{2,0} + \alpha\, p_\text{Hb} + \beta\, p_\text{Hb}^2 und
R_2^* = R_{2,0}^* + \alpha^* p_\text{Hb} + \beta^* p_\text{Hb}^2,

wobei R_{2,0} und R_{2,0}^* die Relaxationsraten von (diamagnetischem) oxygeniertem Hämoglobin sind und p_\text{Hb} der Anteil des desoxygenierten Hämoglobins. p_\text{Hb} variiert zwischen 0 (ausschließlich oxygeniertes Hämoglobin) und 1 = 100 % (ausschließlich desoxygeniertes Hämoglobin). Häufig findet man auch eine Beschreibung abhängig von der Blutoxygenierung („Sättigung“) Y, die man erhält, wenn man p_\text{Hb} = 1 - Y setzt.

Gemessene Werte der Größen R_{2,0}^{(*)}, \alpha^{(*)} und \beta^{(*)} im Magnetfeld B_0 sind:

Probe B_0 R_{2,0}/\mathrm{s}^{-1} \alpha/\mathrm{s}^{-1} \beta/\mathrm{s}^{-1} R_{2,0}^*/\mathrm{s}^{-1} \alpha^*/\mathrm{s}^{-1} \beta^*/\mathrm{s}^{-1} Quelle
menschl. Blut, in vitro 1,5 T 7 1 35 [8]
Schweineblut, in vivo 1,5 T 2 14 22 [8]
Schweineblut, in vivo 1,5 T 2 12 19 [9]
Rinderblut, in vitro 1,5 T 5 0 21 7 0 25 [10]
Rinderblut, in vitro 4,7 T 15 0 254 41 0 319 [10]

(In den zuletzt aufgeführten Messungen wurden die Koeffizienten \alpha^{(*)} auf 0 gesetzt, da sich die Bestimmung von \alpha^{(*)} und \beta^{(*)} gegenseitig beeinflussen kann und so zu unzuverlässigen Resultaten führen würde.[10])

Anwendungen des BOLD-Effekts[Bearbeiten]

  • Der BOLD-Effekt lässt sich zur Messung von neuronaler Aktivität mittels fMRT einsetzten. Man beobachtet hierbei eine Signalzunahme der aktivierten Hirnareale in T_2^*-gewichteten (oder T_2-gewichteten) MRT-Aufnahmen. Erklärt wird dies so, dass die neuronale Aktivität zu einem erhöhten Sauerstoffverbrauch und somit zunächst zu mehr desoxygeniertem Hämoglobin führt; dieser Effekt wird jedoch überkompensiert durch einen vermehrten zerebralen Blutfluss mit einströmendem oxygeniertem Hämoglobin („neurovaskuläre Kopplung“), so dass schließlich die desHb-Konzentration in aktivierten Hirnarealen abnimmt und somit die Querrelaxationszeit (und das beobachtete Signal) ansteigt.
  • Durch den BOLD-Effekt lassen sich mit der suszeptibilitätsgewichteten Bildgebung (SWI) MR-Venographien erstellen. Das SWI-Verfahren trug zu Beginn den Namen BOLD, dieser wurde dann durch den allgemeineren Begriff „suszeptibilitätsgewichtet“ ersetzt, da BOLD-basierte Venographien nur ein Anwendungszweck dieses Verfahrens sind.[11]
  • Eine weitere Anwendungen ist die BOLD-Bildgebung der Nieren zur Messung der intrarenalen Oxygenierung; insbesondere die Änderung der Oxygenierung durch Verabreichung von Stoffen wie beispielsweise Furosemid (Lasix®) kann so untersucht werden.[12] Gegenstand der Forschung ist die Anwendung des BOLD-Kontrasts, um die Oxygenierung von Tumoren zu untersuchen. [13]

Literatur[Bearbeiten]

  •  E. Mark Haacke, Robert W. Brown, Michael R. Thompson, Ramesh Venkatesan: Magnetic resonance imaging: physical principles and sequence design. 1. Auflage. J. Wiley & Sons, New York 1999, ISBN 0-471-35128-8, Kapitel 25.5–25.6, S. 765–779.
  •  B. Derntl, U. Habel, F. Schneider: Funktionelle Magnetresonanztomographie in der Psychiatrie und Psychotherapie. In: Der Nervenarzt. Bd. 81, Nr. 1, S. 16–23, doi:10.1007/s00115-009-2827-9, PMID 20057981.
  •  Scott H. Faro, Feroze B. Mohamed (Hrsg.): BOLD fMRI: A Guide to Functional Imaging for Neuroscientists. Springer, New York 2010, ISBN 978-1-4419-1328-9 (eingeschränkte Vorschau in der Google-Buchsuche).

Einzelnachweise[Bearbeiten]

  1.  Pauling L: The oxygen equilibrium of hemoglobin and its structural interpretation. In: Proc Natl Acad Sci U S A. Bd. 21, Nr. 4, 1935, S. 186–191, PMID 16587956.
  2. a b c  Thulborn KR, Waterton JC, Matthews PM, Radda GK: Oxygenation dependence of the transverse relaxation time of water protons in whole blood at high field. In: Biochim Biophys Acta. Bd. 714, Nr. 2, 1982, S. 265–270, doi:10.1016/0304-4165(82)90333-6, PMID 6275909.
  3.  Ogawa S, Lee TM, Kay AR, Tank DW: Brain magnetic resonance imaging with contrast dependent on blood oxygenation. In: Proc Natl Acad Sci U S A. Bd. 87, Nr. 24, 1990, S. 9868–9872, PMID 2124706.
  4. a b  Ogawa S, Lee TM, Nayak AS, Glynn P: Oxygenation-sensitive contrast in magnetic resonance image of rodent brain at high magnetic fields. In: Magn Reson Med. Bd. 14, Nr. 1, 1990, S. 68–78, doi:10.1002/mrm.1910140108, PMID 2161986.
  5.  Belliveau JW, Kennedy DN, McKinstry RC, Buchbinder BR, Weisskoff RM, Cohen MS, Vevea JM, Brady TJ, Rosen BR: Functional mapping of the human visual cortex by magnetic resonance imaging. In: Science. Bd. 254, 1991, S. 716–719, doi:10.1126/science.1948051, PMID 1948051.
  6.  Logothetis NK, Pauls J, Augath M, Trinath T, Oeltermann A: Neurophysiological investigation of the basis of the fMRI signal. In: Nature. Bd. 412, S. 150–157, doi:10.1038/35084005, PMID 11449264.
  7.  Zborowski M, Ostera GR, Moore LR, Milliron S, Chalmers JJ, Schechter AN: Red blood cell magnetophoresis. In: Biophys J. Bd. 84, Nr. 4, 2003, S. 2638–2645, doi:10.1016/S0006-3495(03)75069-3, PMID 12668472.
  8. a b  Li D, Wang Y, Waight DJ: Blood oxygen saturation assessment in vivo using T2* estimation. In: Magn Reson Med. Bd. 39, Nr. 5, 1998, S. 685–690, doi:10.1002/mrm.1910390503, PMID 9581597.
  9.  Li D, Waight DJ, Wang Y: In vivo correlation between blood T2* and oxygen saturation. In: J Magn Reson Imaging. Bd. 8, Nr. 6, Nov–Dec 1998, S. 1236–1239, doi:10.1002/jmri.1880080609, PMID 9848734.
  10. a b c  Silvennoinen MJ, Clingman CS, Golay X, Kauppinen RA, van Zijl PC: Comparison of the dependence of blood R2 and R2* on oxygen saturation at 1.5 and 4.7 Tesla. In: Magn Reson Med. Bd. 49, Nr. 1, 2003, S. 47–60, doi:10.1002/mrm.10355, PMID 12509819.
  11.  Reichenbach JR, Haacke EM: High-resolution BOLD venographic imaging: a window into brain function. In: NMR Biomed. Bd. 14, Nr. 7–8, 2001, S. 453–67, doi:10.1002/nbm.722, PMID 11746938.
  12.  Li LP, Halter S, Prasad PV: Blood oxygen level-dependent MR imaging of the kidneys. In: Magn Reson Imaging Clin N Am. Bd. 16, Nr. 4, 2008, S. 613–625, doi:10.1016/j.mric.2008.07.008, PMID 18926426.
  13.  Padhani AR, Krohn KA, Lewis JS, Alber M: Imaging oxygenation of human tumours. In: Eur Radiol. Bd. 17, Nr. 4, 2007, S. 861–872, doi:10.1007/s00330-006-0431-y, PMID 17043737.