Gleichzeitige Messung des Herzzeitvolumens und der regionalen
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Diplomarbeit Gleichzeitige Messung des Herzzeitvolumens und der regionalen zerebralen Sättigung in den ersten Lebensminuten eingereicht von Barbara Zingerle Geb.Dat.: 14.05.1989 zur Erlangung des akademischen Grades Doktor(in) der gesamten Heilkunde (Dr. med. univ.) an der Medizinischen Universität Graz ausgeführt an der Abteilung für Neonatologie unter der Anleitung von Univ.-Prof. Dr. med. univ. Berndt Urlesberger Graz am 12.06.2014 Barbara Zingerle Eidesstattliche Erklärung Ich erkläre ehrenwörtlich, dass ich die vorliegende Arbeit selbstständig und ohne fremde Hilfe verfasst habe, andere als die angegebenen Quellen nicht verwendet habe und die den benutzten Quellen wörtlich oder inhaltlich entnommenen Stellen als solche kenntlich gemacht habe. Graz, am 12.06.2014 Barbara Zingerle Aus Gründen der besseren Lesbarkeit wurde in der vorliegenden Arbeit auf geschlechtsspezifische Formulierungen verzichtet. Es wird ausdrücklich darauf hingewiesen, dass jegliche maskulinen und neutralen Wortformen für beide Geschlechter zu verstehen sind. 2 Danksagungen Zur Erstellung einer solchen Arbeit, ist die tatkräftige Unterstützung vieler Personen notwendig. Ich widme mein Dankeschön Allen, die mir jederzeit mit viel Geduld und vollem Einsatz zur Seite gestanden sind. In diesem Sinne möchte ich mich an erster Stelle bei Prof. Dr. med. univ. Berndt Urlesberger für die fachliche und hilfsbereite Unterstützung bei Erstellen der Arbeit bedanken. Ein herzliches Dankeschön für die exzellente Betreuung und dafür, dass ich die Möglichkeit bekommen habe, diese Arbeit zu schreiben. Ein weiterer großer Dank gilt Dr. med. univ. Thomas Freidl, für die Begleitung als Zweitbetreuer, vor allem im praktischen Teil der Diplomarbeit. Herzlicher Dank auch an Evelyn Ziehenberger, Corinna Binder, Nariae Baik und Bernhard Schwaberger, sowie das gesamte neonatologische Team für die Hilfe bei den Messungen und die Aufnahme als vollwertiges Teammitglied. Ganz besonders bedanken möchte ich mich bei meiner Familie und Markus, die mich stets unterstützen und mich auf meinem Lebensweg begleiten. Ich danke Euch von ganzem Herzen, dass ihr mir während meiner gesamten Studienzeit viel Geduld entgegengebracht und mich stets ermutigt habt Zuletzt möchte ich mich bei all meinen Freunden bedanken, die während des ganzen Studiums stets ein offenes Ohr für mich hatten. Speziell ein großes Dankeschön an Andreas, Walter, Sabine und Martin dafür, dass ihr mir beim Anfertigen dieser Arbeit stets mit Rat und Tat zur Seite gestanden sind. 3 Zusammenfassung Fragestellung: Ziel Herzzeitvolumens Adaptationsphase. dieser (HZV) Arbeit von Zusätzlich war die kontinuierliche Messung des Neugeborenen innerhalb der postnatalen wurde Messung der zerebralen eine Sauerstoffsättigung durchgeführt um den möglichen Zusammenhang zwischen HZV und zerebraler Gewebssättigung zu klären. Methodik: In Rahmen einer prospektiven Beobachtungsstudie bei gesunden Neugeborenen post sectionem, wurde während der ersten 15 Lebensminuten ein nichtinvasives Cardiac Output Monitoring durchgeführt. Cardiac Output, Stroke Volume (SV), Thoracic Fluid Content (TFC) und Index of contractility (ICON) wurden gemessen, um die hämodynamischen Veränderungen während der Adaptation zu verfolgen. Mithilfe einer NIRS Messung wurde der „Tissue Oxygenation Index“ (TOI), welcher der zerebralen Gewebssättigung entspricht, bestimmt. Herzfrequenz und arterielle Sauerstoffsättigung wurden kontinuierlich mittels Pulsoxymetrie aufgezeichnet. Nach 15 Minuten Messung wurden zusätzlich eine Echokardiographie und eine Blutdruckmessung durchgeführt. Ergebnisse: Insgesamt wurden 41 Neugeborene nach Kaiserschnitt überwacht. Sie hatten ein durchschnittliches Gestationsalter von 38,6 ± 1,4 Schwangerschaftswoche. Ihr durchschnittliches Gewicht betrug 3261 ± 513 g. Der Ductus arteriosus war nur bei zwei Kindern vollständig geschlossen. Der Cardiac Output variierte abhängig von der Signalqualität. Der Cardiac Output betrug in der fünften Minute 183 ± 46 ml/kg/min, nach der 10. Minute 167 ± 31 ml/kg/min und nach der 15. Minute 177 ± 39 ml/kg/min. Das SV betrug 1,19 ± 0,29 ml/kg nach fünf Minuten, 1,14 ± 0,19 ml/kg nach 10 Minuten und 1,19 ± 0,24 ml/kg nach 15 Minuten. Der TOI Wert stieg innerhalb der ersten sieben Minuten rasch auf 78 Prozent an und blieb in den restliche Minuten der Messung annährend gleich. Schlussfolgerung: Zur Überwachung Neugeborener ist das nichtinvasive Cardiac Output Monitoring ein nützliches Messinstrument zur kontinuierlichen Überwachung der hämodynamischen Parameter. Es ist jedoch schwierig unter den postnatalen Umständen die Signalqualität der Daten hoch zu halten. 4 Abstract Aim: The aim of the study was to measure the cardiac output in neonates with a noninvasive and continuous cardiac output monitoring. Additionally we evaluated the regional tissue oxygenation of the brain to identify a possible correlation between cardiac output and cerebral oxygenation. Methods: A prospective observational study, using noninvasive cardiac output monitoring to evaluate the changes of cardiac output, stroke volume (SV), thoracic fluid content (TFC) was performed and the index of contractility (ICON) during postnatal transition was measured. Additionally near infrared spectroscopy was used to evaluate changes of cerebral tissue oxygenation Index (TOI). During the period of observation, arterial saturation and heart rate were recorded with pulse oximetry. All parameters were measured in neonates during first 15 Minutes after caesarian section. After that an echocardiography was performed and blood pressure was measured once. Results: 41 neonates underwent the evaluation after birth. The mean gestational age was 38,6 ± 1,4 weeks. The mean weight was 3261 ± 513 g. In only two children the ductus arteriosus was totally closed. Cardiac Output did not change significantly within the first 15 minutes. In the fifth minute the mean cardiac output was 183 ± 46 ml/kg/min, in the 10th minute 167 ± 31 ml/kg/min and in the 15th minute 177 ± 39 ml/kg/min. The mean stroke volume (SV) increased rapidly in the first five minutes. SV was 1,19 ± 0, 29 ml/kg at fifth minute, 1,14 ± 0,19 ml/kg at minute 10 and 1,19 ± 0,24 ml/kg after 15 minutes. TOI increased rapidly within the first seven minutes, up to 78% and thereafter no significant change was noticed. Conclusion: Noninvasive cardiac output monitoring is a useful technique to observe hemodynamic parameters during transitional period. Nevertheless it is difficult to obtain a good signal quality index (SQI) in the postnatal setting. 5 Inhaltsverzeichnis Danksagungen ....................................................................................................... 3 Zusammenfassung ................................................................................................. 4 Abstract .................................................................................................................. 5 Inhaltsverzeichnis ................................................................................................... 6 Glossar und Abkürzungen ...................................................................................... 8 Abbildungsverzeichnis ............................................................................................ 9 Tabellenverzeichnis .............................................................................................. 10 1. EINLEITUNG ................................................................................................. 11 1.1.Vom Fetus zum Neugeborenen .................................................................. 11 1.1.1. Der fetale Kreislauf .............................................................................. 11 1.1.2. Adaptation ............................................................................................... 13 1.2.Beurteilung und Versorgung des Neugeborenen ........................................ 14 1.2.1.Apgar .................................................................................................... 16 1.2.2.Nicht Invasives Cardiac Output Monitoring (NICOM) ............................ 16 1.2.3.Nah-Infrarot Spektroskopie (NIRS) ....................................................... 17 1.3.Zielsetzung .................................................................................................. 17 2. MATERIAL UND METHODEN ......................................................................... 18 2.1. Herzzeitvolumen (HZV) .............................................................................. 18 2.1.1. Cardiac Output Messung ..................................................................... 19 2.1.2. Thorakale elektrische Bioimpedanz ..................................................... 22 2.1.2.1 Grundlagen ..................................................................................... 23 2.1.2.2 Messung der Thorakalen Elektrischen Bioimpedanz (TEB)............ 26 2.1.2.3 Interpretation des Kardiogramms ................................................... 27 2.1.3.Gerätedesign ........................................................................................ 30 2.1.3.1.Cardiac Output-Parameter.............................................................. 31 6 2.2.Nahinfrarot-Spektroskopie (NIRS)............................................................... 33 2.2.1.Grundlagen ........................................................................................... 33 2.2.1.1.Geräte............................................................................................. 38 2.2.1.2.Messung der zerebralen Sättigung ................................................. 38 2.2.2.NIRO 200NX ......................................................................................... 39 2.2.2.1.NIRS-Parameter ............................................................................. 40 2.3.Echokardiographie ...................................................................................... 41 2.3.1. Ductus arteriosus ................................................................................. 42 2.3.2. Mitral annular plane systolic excursion (MAPSE)................................. 42 2.3.3. Tricuspidal annular plane systolic excursion (TAPSE) ......................... 42 2.4.Messung ..................................................................................................... 42 2.5.Datenauswertung und statistische Analyse ................................................. 44 3. RESULTATE .................................................................................................... 45 3.1. Patientengruppe ......................................................................................... 45 3.2. Geburtsdaten ............................................................................................. 45 3.3. Weitere während der Messung erhobene Daten ........................................ 45 3.4.NICOM Messergebnisse ............................................................................. 47 3.4.1.Cardiac Output ...................................................................................... 48 3.4.2. Schlagvolumen (SV) ............................................................................ 48 3.4.3.Thoracic Fluid Content (TFC) ............................................................... 49 ....................................................................................................................... 49 3.4.4.Vergleich Kinder mit und ohne Atemunterstützung ............................... 49 3.5. NIRS-Messergebnisse ............................................................................... 51 4. DISKUSSION ................................................................................................... 52 Literaturverzeichnis .............................................................................................. 58 7 Glossar und Abkürzungen HZV= Herzzeitvolumen PEEP= Positive End Expiratory Pressure SV= Schlagvolumen RVO= rechtsventrikulärer Cardiac Output NICOM= Nicht Invasives Cardiac Output LVO= linksventrikulärer Cardiac Output Monitoring EDV= enddiastolisches Volumen NIRS= Nah-Infrarot Spektroskopie ESV= endsystolisches Volumen TOI= Tissue Oxygen index MAP= mittlerer arterieller Druck HF= Herzfrequenz EV=Electrical Velociemtry pO2= Sauerstoffpartialdruck PiCCO= Pulse Contour Cardiac Output pCO2= Kohlendioxidpartialdruck LiDCO= Lithium-Dilutions-System SSW= Schwangerschaftswoche VTI= Velocity time index CI= Cardiac Index AoCSA= aortic cross-sectional area SV= Schlagvolumen LVET= linksventrikuläre Auswurfszeit SI= Schlagindex SQI= Signalqualitätsindex ICON= Index of contractility DPF= differente Weglängenfaktor TFC= Thoracic Fluid Content CBF= zerebraler Blutfluss SVV= Schlagvolumsvariation SRS= Spatially Resolved Spectroscopy BSA= Körperoberfläche THI= Gewebshämoglobinindex D.a.= Ductus arteriosus botalli Hbt= Gesamthämoglobin SVR= systemischer vaskulärer HbO2= oxygeniertes Hämoglobin Widerstand HHb= desoxygeniertes Hämoglobin 8 Abbildungsverzeichnis Abbildung 1: Fetaler Kreislauf (6) Abbildung 2: Kreislaufumstellung nach der Geburt (8) Abbildung 3: Einfacher Wechselstromkreis mit Widerstand R und Spannung U Abbildung 4: Verhalten des Wirkwiderstands und der Spannung wie bei Gleichstrom Abbildung 5: Reeller Wechselstromkreis mit Kondensator C und Spule L Abbildung 6: Phasenverschiebung der Wechselspannung gegenüber Wechselstrom (69) Abbildung 7: vektorielle Addition des Wirk-und Blindwiderstandes zur Größenberechnung der Impedanz Z Abbildung 8: Markierungspunkte im Elektrokardiogramm (34) Abbildung 9: Aesculon Monitor (34) Abbildung 10: Monitorabbildung während NICOM-Messung Abbildung 11: Absorptionsspektren von Hämoglobin im Bereich der nahinfraroten Wellenlängen (71) Abbildung 12: Eintritt von Licht mit der Intensität gemäß dem Lambert Beerschen Gesetz und Austritt mit der Intensität Abbildung 13: NIRO 200 NX (70) Abbildung 14: Befestigung der NIRS-Messplatte mit CPAP Haube und Peha Haft Abbildung 15: Neugeborenes mit NICOM-Elektroden, NIRS und Pulsoxymetrie Abbildung 16: Vergleich der Mittelwerte der Herzfrequenz in den ersten 15 Lebensminuten gemessen mittels Pulsoxymetrie und Nicht invasivem Cardiac Output-Monitoring Abbildung 17: Vergleich der Mittelwerte und Standardabweichungen des Cardiac Output-Verlaufs mit SQI < 80% vs. SQI > 80% Abbildung 18: Verlauf des Cardiac Output während der ersten 15 Lebensminuten Abbildung 19: Verlauf des Schlagvolumens in den ersten 15 Lebensminuten Abbildung 20: Verlauf des Thoracic Fluid Content in den ersten 15 Lebensminuten Abbildung 21: Vergleich des Cardiac Output-Verlaufs mit und ohne Atemunterstützung Abbildung 22 : Vergleich des SV-Verlaufs mit und ohne Atemunterstützung Abbildung 23: Vergleich des TFC-Verlaufs mit und ohne Atemunterstützung Abbildung 24: Vergleich 9 Tabellenverzeichnis Tabelle 1: APGAR Score Tabelle 2: Geburtsdaten der untersuchten Neugeborenen Tabelle 3: Blutdruckwerte der untersuchten Neugeborenen Tabelle 4: Cardiac Output der fünften, zehnten und fünfzehnten Minute mit Mittelwerten und Standardabweichungen 10 1. EINLEITUNG 1.1.Vom Fetus zum Neugeborenen Die Entwicklung vom Fetus zum Neugeborenen während bzw. nach der Geburt passiert aufgrund einer Reihe komplexer physiologischer Veränderungen. Intrauterin wird der Fetus durch die Verbindung der Plazenta über den mütterlichen Kreislauf mit Nährstoffen und Sauerstoff versorgt. Nach der Geburt muss das Neugeborene alle Funktionen wie Atmung, Kreislauf, Ernährung, Ausscheidung, Thermoregulation und Infektabwehr selbst übernehmen. 1.1.1. Der fetale Kreislauf Der Kreislauf des Fetus weist im Vergleich zum Kreislauf des Neugeborenen einige Unterschiede auf, die auf verschiedenartige Bedingungen vor und nach der Geburt zurückzuführen sind. Eine Besonderheit des fetalen Kreislaufs stellen die Plazenta und die Umbilikalgefäße dar, die in den Blutkreislauf integriert sind. Intrauterin verläuft die Sauerstoffversorgung nicht über die Lunge, da diese noch flüssigkeitsgefüllt ist, sondern, wie auch die Versorgung mit Nährstoffen, über die Plazenta (1). Das Blut der Umbilikalvene, das aus der Plazenta zum kindlichen Kreislauf geleitet wird, ist mit einem Sauerstoffpartialdruck pO2 von 35 mmHg (2), das am höchsten oxygenierte Blut im fetalen Kreislauf (3). Den physiologisch niedrigen pO2 des oxygenierten fetalen Blutes kann man einerseits durch die hohe Sauerstoffaffinität des Hämoglobins und andererseits durch die hohe Hämoglobinkonzentration des Fetus von 20 g/dl erklären (4). Damit trotz niedriger Sauerstoffsättigung eine adäquate Gewebsversorgung mit Sauerstoff zustande kommt, besteht eine erhöhte Herzfrequenz in der fetalen Periode (5). 50-60% des fetalen Blutvolumens werden über den Ductus venosus, an der Leber vorbei, über die Vena cava inferior in den rechten Vorhof geleitet (6). Das in den rechten Vorhof gelangte Blut wird durch die Crista dividens im oberen Abschnitt des inkompletten Vorhofseptums in zwei Ströme aufgeteilt (4). Der größte Anteil des sauerstoffreichen Blutes wird anschließend vom rechten Vorhof über das Foramen ovale in den linken Vorhof weitergeleitet (1), und vom linken Ventrikel in die Aorta ascendens ausgeworfen (3). Dieser sauerstoffreiche Blutanteil dient der Versorgung des Gehirns und des 11 Herzens (1). Der kleinere Teil gelangt über die Trikuspidalklappe in den rechten Ventrikel und von dort in die Arteria pulmonalis (3). Aufgrund eines hohen intrauterinen Lungenwiderstandes fließen nur etwa 10% des rechtsventrikulären Auswurfs direkt durch die Lunge. 90% gelangen über einen Shunt zwischen Arteria pulmonalis und Aorta, den Ductus arteriosus botalli (D.a.), in die Aorta descendens (1). Der hohe pulmonale Widerstand wird mithilfe des niedrigen pO2 Wertes aufrechterhalten (5). Das gesamte Blut, das aus der Vena cava superior stammt, gelangt ebenfalls vom rechten Ventrikel in die Arteria pulmonalis, und wird zum größten Teil über den Ductus arteriosus in den Kreislauf eingeschleust (3). Ab der 30. Schwangerschaftswoche kann man sporadische Atembewegungen sehen, bei denen Flüssigkeit ein- und ausgeatmet wird. Erst einige Tage vor der Geburt kommt es anstatt des Flüssigkeitseinstroms in die Alveolen zu einer beginnenden Flüssigkeitsresorption (1). Abbildung 1: Fetaler Kreislauf 12 1.1.2. Adaptation Nach der Geburt kommt es innerhalb von wenigen Minuten zu drastischen physiologischen Veränderungen des Kreislaufs, da das Neugeborene nun alle Funktionen, die zuvor von Mutter und Plazenta übernommen wurden, selber ausführen muss. Abbildung 2: Kreislaufumstellung nach der Geburt Durch den Wehenstress während der Geburt kommt es zu einem initialen Abfall des pO2 und Anstieg des Kohlendioxidpartialdrucks pCO2. Bedingt durch diese milde Asphyxie, den Kältereiz und Lungendehnung wird eine Atemexkursion in Gang gesetzt. Das Kind beginnt normalerweise einige Sekunden nach der Geburt zu atmen. Die Atemfrequenz beträgt beim Neugeborenen üblicherweise 40-60 Atemzüge pro Minute (3). Mit dem ersten Atemzug wird ein Großteil der Lunge mit Luft gefüllt wodurch die Surfactantproduktion angeregt wird. Nach Beginn der Atmung kommt es zu einer vollständigen Flüssigkeitsresorption an den Alveolen (1) sowie zum Öffnen der Glottis (5). Die Adaptation zur Lungenatmung ist abhängig 13 von der Clearance des Atemwegs und dem Abfall des pulmonal vaskulären Widerstandes. Im fetalen Kreislauf ist der Druck im pulmonalen Kreislauf um 5 mmHg höher als der systemische Druck, wodurch das Blut der pulmonalen Zirkulation via rechts-links Shunt durch den Ductus arteriosus fließt (7). Nach der Geburt führt der fallende pulmonal arterielle Druck mit gleichzeitigem Anstieg des systemisch vaskulären Widerstandes (SVR) dazu, dass sich der Blutfluss durch den Ductus arteriosus umkehrt, wodurch ein links-rechts Shunt entsteht. Durch das Umkehren des Ductus arteriosus.in einen links-rechts Shunt kann das Blut durch die Lunge fließen, es kommt zu einer Trennung des kardialen und pulmonalen Kreislaufs (8). Mit dem ersten Atemzug und durch die Umstellung des fetalen parallel geschalteten Kreislaufs auf den seriell geschalteten Kreislauf, wie er auch beim Erwachsenen besteht, kommt es zu einem Anstieg des Sauerstoffangebots und zu einem raschen Anstieg des pO2 Wertes (9). Dadurch nimmt die Lungendurchblutung sofort zu, während der Lungengefäßwiderstand fällt. Durch das Absinken des Widerstandes kommt es zur Hemmung der Prostaglandin Synthese und, in Folge davon, zu einer Konstriktion des Ductus arteriosus. Innerhalb der ersten 15 Stunden postnatal kommt es zum funktionalen Verschluss, während der ersten sechs Wochen zum anatomischen Verschluss des Ductus arteriosus. Aufgrund des fehlenden venösen Rückflusses aus der Plazenta kommt es zum Abfall des rechtsatrialen Drucks. Der linksatriale Druck steigt aufgrund der vermehrten Lungendurchblutung. Durch diese Druckanpassung wird das Foramen ovale funktionell verschlossen (10). Das gesamte Herzzeitvolumen (HZV) fließt nach diesen Vorgängen durch die Lunge (1). 1.2.Beurteilung und Versorgung des Neugeborenen Sofort nach der Geburt werden die Neugeborenen genau evaluiert, um mögliche Adaptationsmängel beurteilen zu können. Nach anfänglichem Abtrocknen, und wenn notwendig Absaugen der Atemwege, wird das Kind inspiziert. Geachtet wird bei der Inspektion in erster Linie auf die Haut, möglichen Mekoniumabgang, und es werden Atmung, Muskeltonus, und Reflexe beurteilt. Zusätzlich kann man an 14 verschiedenen Zeichen erkennen ob es sich um ein früh- oder reifgeborenes Kind handelt. Zur Beurteilung der Atmung, bzw. der Oxygenierung dient nicht nur die Inspektion, bei der Atembemühungen, regelmäßige Atmung, oder auch pathologisches Stöhnen oder Apnoe festgestellt werden können, sondern auch die Beurteilung der Hautfarbe und Sättigung mittels Pulsoxymetrie (11). Um die Sauerstoffsättigung der Kinder beurteilen zu können, gibt es für die ersten 10 Minuten der Adaptation, gemäß den Neonatal Resuscitation Program Guidelines, fixe Normwerte. Die meisten Kinder benötigen ca. 8 Minuten um eine Sauerstoffsättigung von 90% zu erreichen (9). Um die Herzfrequenz beurteilen zu können, kann entweder an der Herzspitze auskultiert, der Puls umbilikal, zentral und peripher getastet werden. Die Pulsoxymetrie kann wie auch zur Bestimmung der Sättigung auch zur Herzfrequenz- (HF) Messung verwendet werden. Evaluierung und Interventionen laufen meist parallel ab. Der in der Arbeit später erklärte Apgar-Score dient zur Ersteinschätzung des Neugeborenen. Die meisten Kinder reagieren sofort auf Stimulation, z.B. durch Abtrocknen und können bei unauffälligem Apgar zur Mutter entlassen und routinegemäß versorgt werden. Bei zu niedrigem Apgar Wert, sowie post sectionem, wird das Neugeborene am Reanimationstisch beobachtet und bei Bedarf versorgt. In kürzlich durchgeführten Studien wurde gezeigt, dass die Neugeborenen erst eine Minute nach der Geburt abgenabelt werden sollten. Durch den plötzlichen Wegfall eines Großteils des venösen Rückstroms durch Wegfall der Plazentaversorgung, kann es bei zu raschem Abnabeln zu massiven HZV Veränderungen kommen. Das ist dadurch zu erklären, dass 30-50% des fetalen HZV in den Plazentakreislauf gelangen und von dort aus in den rechten Vorhof zurückfließen, weshalb nach Abnabeln der venöse Rückstrom um den plazentaren Anteil vermindert ist. Das Abnabeln steigert den systemischen peripheren Widerstand und führt zu einem Anstieg des arteriellen Drucks. Spätes Abnabeln verbessert die kardiovaskuläre Funktion des Neugeborenen und die zerebrale Oxygenierung (12). Einer der wichtigsten Punkte im Rahmen der Neugeborenen Versorgung ist der Wärmeerhalt, für den durch Abtrocknen warme trockene Tücher und Wärmelampen gesorgt wird. Auskühlen des Kindes führt zu gesteigerten Sauerstoffverbrauch, da das Neugeborenen nur durch sauerstoffabhängige Oxidation von Fettsäuren Wärme produzieren kann (13). 15 1.2.1.Apgar Zur Überprüfung bzw. Überwachung des Anpassungsvorgangs des Neugeborenen dient der sogenannte Apgar-Score, nach dem Atmung, Herzfrequenz, Hautfarbe, Tonus und Reflexe nach der 1., 5. und 10. Minute überprüft und notiert werden. Tabelle 1: APGAR Score 1. Minute Atmung Keine Atmung 5. Minute 10. Minute Unregelmäßig, Normale, langsame Atmung regelmäßige Atmung Herzfrequenz Keine <100/min >100/min Hautfarbe Blau/weiß Akrozyanose rosig Tonus Schlaff Träge, Reflexe Keine leichte Aktive Flexion Bewegungen Grimassieren Schreien 1.2.2.Nicht Invasives Cardiac Output Monitoring (NICOM) Eine relativ neue Methode, die hämodynamischen Parameter nach der Geburt zu überwachen, stellt das nicht invasive Cardiac Output Monitoring dar. Der Vorteil des Monitorings liegt einerseits an der Nichtinvasivität, andererseits an der Möglichkeit der kontinuierlichen Überwachung hämodynamischer Parameter. Beim NICOM wird über vier Oberflächenelektroden hochfrequenter Strom niedriger Amplitude appliziert, anschließend werden über die Änderungen der Bioimpedanz, hämodynamische Parameter ermittelt. Kubicek et al. stellte 1960 die Theorie auf, dass sich ein Widerstand, der durch Stromzufuhr über Oberflächenelektroden, auf den Thorax aufgebracht wird, durch Auswurf des Blutes verändert. Diese Widerstandsänderung kann gemessen werden (14). Diese neue Methode wurde schon in zahlreichen Studien mit den gebräuchlichen invasiven sowie diskontinuierlichen Methoden verglichen. In der von uns durchgeführten Studie wird 16 diese nichtinvasive Methode in den ersten 15 Lebensminuten genutzt, um den Verlauf der Hämodynamik zu verfolgen. 1.2.3.Nah-Infrarot Spektroskopie (NIRS) Eine weitere wichtige Methode zur Überwachung kritisch kranker Neugeborener ist die Nah Infrarot Spektroskopie, mit Hilfe derer der Oxygenierungszustand verschiedener Gewebe gemessen werden kann (15). Im Vergleich zur Pulsoxymetrie, die Wellenlängen im Bereich von 660 nm und 900 nm erzeugt, und daher nicht so tief in Gewebe eindringen kann (16), ist mithilfe der NIRS nicht nur die Messung der arterielle Sättigung, sondern der Oxygenierung aller vaskulären Kompartimente möglich (17), (16). Außerdem verwendet die NIRS unterschiedliche Wellenlängen um mehrere Chromophore erfassen zu können (17). 1.3.Zielsetzung Auf der neonatologischen Station Graz wurden im Zuge einiger Studien zum Thema „Veränderung der regionalen und zerebralen Sättigung im Rahmen der postnatalen Adaptation“ festgestellt (18), dass die zerebrale Gewebssättigung bei gesunden Neugeborenen in den ersten 15 Lebensminuten langsam ansteigt und sowohl vom Sauerstofftransport, als auch vom HZV abhängt. Bis jetzt wurden die Veränderungen des HZV in den ersten 15 Minuten noch nie in einer Studie kontinuierlich untersucht, was jedoch zur Klärung des Zusammenhangs und der Auswirkung des HZV auf die zerebrale Sättigung von Bedeutung wäre. Mit Hilfe dieser Studie soll versucht werden, die hämodynamischen Veränderungen des Herzzeitvolumens in den ersten 15 Lebensminuten zu messen und deren Einflüsse auf den zerebralen Blutfluss und die regionale Sättigung zu untersuchen. 17 2. MATERIAL UND METHODEN Bis heute stellt die Erhebung hämodynamischer Parameter beim Neugeborenen eine große Herausforderung dar. Bei kranken Neugeborenen wird in der Routineversorgung häufig eine invasive, kontinuierliche Blutdruckmessung mit Hilfe eines arteriellen Katheters durchgeführt. Der Blutdruck wird durch die hämodynamischen Parameter Cardiac Output und SVR bestimmt. Die Messung liefert dadurch limitierte Informationen über die beiden Variablen, sowie die generelle hämodynamische Situation. Es wäre jedoch notwendig die systemische Perfusion, die Gewebsoxygenierung und hämodynamische Parameter zu messen, um detailliertere Informationen über den kardiovaskulären Zustand der Patienten zu erhalten. Für die Versorgung kranker Neugeborener wäre eine kontinuierliche und nichtinvasive Messung der hämodynamischen Parameter von großem Vorteil, um invasive Maßnahmen, Volumsmanagement und vasoaktive Substanzen therapeutisch richtig einsetzen zu können (19), (20). Die Diagnosestellung eines neonatalen Schocks würde sich vereinfachen und die Behandlung könnte effektiver erfolgen (21). 2.1. Herzzeitvolumen (HZV) Über den Blutkreislauf werden Sauerstoff und Nährstoffe zu den Geweben transportiert. Das Blut wird durch das Herz gepumpt und mit jedem Herzschlag als Schlagvolumen ausgeworfen. Dadurch entsteht ein zirkulierendes Blutvolumen, das sogenannte Herzzeitvolumen (14), definiert als die Menge Blut, die vom Herzen innerhalb einer Minute ausgeworfen wird. Es errechnet sich aus dem Produkt von Schlagvolumen und Herzfrequenz. Beim Neugeborenen beträgt es normalerweise zwischen 275-425 ml/kg/min. In unserer Arbeit wurde für das HZV, während den Messungen, der Begriff Cardiac Output verwendet. Cardiac Output (l/min)= SV (ml) × HF (/min) Als Schlagvolumen (SV) wird das Volumen (ml) bezeichnet, das vom Ventrikel während der Systole ausgeworfen wird. Es ergibt sich aus der Differenz von enddiastolischem (EDV) und endsystolischem Volumen (ESV) (SV = EDV-ESV) (22). 18 Im Herzen des Erwachsenen sind das rechtsventrikuläre und linksventrikuläre Schlagvolumen dadurch ident, dass normalerweise keine Shunts im Herzkreislauf vorhanden sind. Wie bereits erwähnt, enthält der fetale Blutkreislauf intra- und extrakardiale Shunts. 65% des venösen Rückstroms aus der Plazenta gelangen in den rechten Ventrikel, nur 35% in den linken, wodurch sich der Unterschied des linksventrikulärem Output (LVO) und rechtsventrikulärem Output (RVO) in der Fetalzeit erklären lässt (6). LVO und RVO bezeichnen die Auswurfszeiten des rechten und linken Herzens. Die Herzfrequenz gibt die Anzahl der Herzschläge pro Minute an und liegt beim Neugeborenen normalerweise zwischen 120-140 Schlägen/Minute. Ab einer Frequenz von über 200 Schlägen pro Minute spricht man von einer Tachykardie, die vom Neugeborenen, im Vergleich zur Bradykardie definiert als unter 90 Herzschlägen pro Minute gut vertragen wird (10). Die Bradykardie kann beim Neugeborenen ein Zeichen für eine respiratorische oder hämodynamische Störung sein. Wie die Körperoberfläche ist auch das Herzzeitvolumen bei Kindern mit 200 ml/kg/min relativ groß und beim Neugeborenen stark von der Herzfrequenz abhängig. Auch beim Herz des Neugeborenen gilt das Prinzip des Frank-StarlingMechanismus, das einen Zusammenhang zwischen Schlagvolumen und Füllungsdruck beschreibt. Das neonatale Myokard enthält allerdings einen geringeren Anteil an dehnbarem Kollagen als das des Erwachsenen und kann daher auf erhöhte Füllungsdrücke, wie eine erhöhte Vorlast, nur mit geringer Steigerung des Schlagvolumens reagieren (8). Daher reagiert der Kreislauf des Neugeborenen bei erhöhtem Bedarf mit Steigerung der Herzfrequenz. 2.1.1. Cardiac Output Messung Wenn durch den Cardiac Output keine adäquate Gewebsperfusion zustande kommt, sprechen wir von einer Herzinsuffizienz. Um verwendbare Daten betreffend der Hämodynamik zu erhalten, wurden Messmethoden für den Cardiac Output entwickelt (14). Durch Messung des Cardiac Output kann die hämodynamische Funktion des Patienten am besten evaluiert werden. Sie ist hilfreich zur frühen Feststellung 19 hämodynamischer Störungen sowie für die Entscheidung, welche Versorgung hämodynamisch instabile oder schockierte Patienten erhalten sollten. Es gibt mehrere klinisch relevante Methoden um den Cardiac Output bestimmen zu können. Die gebräuchlichste Methode zur Messung des Cardiac Output bei Erwachsenen ist die der Thermodilution mittels Pulmonalarterien-Katheter (23). Bei der invasiven Methode der Thermodilution wird mit einem mehrlumigen SwanGanz-Pulmonalarterienkatheter das Herzzeitvolumen vermessen. Es handelt sich dabei um eine Modifikation der Farbstoffverdünnungsmethode, bei der Kälte als Indikator eingesetzt wird. Der Pulmonalarterienkatheter wird mittels SeldingerTechnik unter kontinuierlicher Druckkontrolle über die rechte Vena jugularis interna via Monitor vorgeschoben und in die Pulmonalarterie eingeschwemmt. Als Indikator dienen einige Milliliter kalte Kochsalz- oder Glukoselösung, über die das Blut für kurze Zeit abgekühlt wird. Der Wechsel der Bluttemperatur wird an der Katheterspitze erkannt und an den Computer weitergeleitet. Dieser integriert dann den Blutfluss aus der Fläche der Temperaturkurve gemäß der Stewart-Hamilton Gleichung. 𝐻𝑍𝑉 = 𝑉1 (𝑇𝐵 −𝑇1 )∙𝐾1 ∙𝐾2 𝑇𝐵 (𝑡)𝑑𝑡 𝑉1 = Injektionsvolumen; 𝑇𝐵 = Blut-Temperatur; 𝑇1 = Injektor-Temperatur; 𝐾1 = Dichtefaktor 𝐾2 = Berechnungskonstante 𝑇𝐵 (𝑡)𝑑𝑡 = Temperaturwechsel als Funktion der Zeit Das durchschnittliche Herzzeitvolumen wird aus drei hintereinander gemessenen Werten ermittelt. Dabei gilt, je kleiner die Fläche desto größer das Herzzeitvolumen, da es sich indirekt proportional zur unter der Temperaturkurve verlaufenden Fläche verhält. Wie jede invasive Methode kann auch diese Komplikationen hervorrufen. Thermodilution kann Arrhythmien beim Einführen des Katheters auslösen. Durch Ballonruptur kann Luft ins Blut gelangen, was vor allem bei vorliegendem rechtslinks Shunt eine besondere Gefahr darstellt. Außerdem kann es zum Auftreten von Lungeninfarkten, Gefäßrupturen und Endokardschäden kommen (24). Häufig angewandt wird das sogenannte Pulse Contour Cardiac Output-System (PiCCO), 20 eine Verbindung der Thermodilution mit der Methode der Pulskonturanalyse (19, 25). Dabei wird das Schlagvolumen fortlaufend mit Hilfe der Pulskonturanalyse berechnet, das Herzzeitvolumen kontinuierlich über arterielle Pulskonturanalyse oder diskontinuierlich über transkardiopulmonale Thermodilution gemessen. Die Pulskonturanalyse beschreibt, nach Erkenntnissen von Otto Frank und in Anlehnung an das ohmsche Gesetz, eine direkte Beziehung zwischen dem zeitlichen Verlauf der arteriellen Blutdruckkurve und dem gleichzeitig erfolgenden arteriellen Blutfluss. Es wurde die Windkesseltheorie entworfen, bei der Aorta und proximalen Arterien zu einer Kammer zusammengefasst werden, die während der Systole mit Schlagvolumen angefüllt und während der Diastole entleert wird. 𝑆V = 𝐴𝑆𝑦𝑠 𝑍0 𝐴𝑆𝑦𝑠 steht dabei für die Fläche unter dem systolischen Anteil der Druckkurve. 𝑍0 ergibt sich aus dem mittleren arteriellen Druck (MAP), der Herzfrequenz und altersabhängigen Faktoren (24). Beim Lithium-Dilutions-System (LiDCO) wird anstatt eines Kältebolus eine isotone Lithiumchloridlösung in eine periphere oder zentrale Vene injiziert und anschließend in der Arterie die Lithiumkonzentration gemessen. Das dabei initial erhaltende Herzzeitvolumen dient als Kalibrierung für die arterielle Pulskonturanalyse. Die gesamte Druckkurve Schlagvolumen wird daraus in eine berechnet. Volumskurve Die transformiert und das Indikatorverdünnungsmethoden entwickelten sich nach der Methode der Herzzeitvolumens-Bestimmung anhand des Fick’schen Prinzips. Die Messung ergibt sich aus der Sauerstoffaufnahme (VO2) und der Differenz aus arteriellen Sauerstoffgehalt (CaO2) und gemischtvenösen Sauerstoffgehalt (CvO2). HMV= VO2/ CaO2-CvO2 Die VO2 wird über ein Spiroergometer gemessen, CaO2 über den arteriellen Sauerstoffpartialdruck im Blut und CvO2 über Rechtsherzkatheter bestimmt. Die moderne Methode des indirekten Fick’schen Prinzips ist nichtinvasiv. Dabei wird anstatt des Sauerstoffs Kohlendioxid als Messparameter verwendet und über CO2 Rückatmung kann per Monitor das Herzzeitminutenvolumen abgeschätzt werden (21), (24). Bei Kindern ist einerseits die Handhabung des Kathetersystems aufwändiger, andererseits stellt es ein erheblich größeres Risiko dar als bei Erwachsenen (23). 21 Aus diesem Grund wurde intensive Forschung bezüglich Entwicklung und klinische Anwendbarkeit nichtinvasiver Methoden betrieben (14). Die transösophageale Echokardiographie stellt eine minimal invasive Methode zur Bestimmung des Cardiac Output dar. Um Flussgeschwindigkeit und das Schlagvolumen zu erfassen wird das Geschwindigkeits-Zeitintervall Velocity Time Index (VTI) berechnet und mit dem gemessenen Aortendurchmesser multipliziert. Dabei wird die Strömungsgeschwindigkeit des Blutes durch die Frequenzverschiebung einer an den Erythrozyten reflektierten Ultraschallwelle berechnet (24). Mittels Doppler Echokardiographie kann die Messung auch schon komplett nicht invasiv erfolgen. Die schon länger klinisch angewandte Echokardiographie lässt nur eine diskontinuierliche Bestimmung zu, die Anschaffung ist teuer und man benötigt Erfahrung um das Cardiac Output damit bestimmen zu können (27). Die Echokardiographie basiert auf dem Dopplerprinzip und bestimmt den Cardiac Output mittels Schlagvolumen, das aus einem Produkt aus dem VTI der aufsteigenden Aorta und der aortic cross-sectional area (AoCSA ) errechnet wird (27). 𝑆𝑉𝐸𝑐ℎ𝑜 = (𝜋 𝑎𝑜𝑟𝑡𝑖𝑐 𝑟𝑎𝑑𝑖𝑢𝑠)2 ∙ 𝑉𝑇𝐼 Eine heute ebenfalls immer häufiger genutzte Methode funktioniert durch Messung der thorakalen elektrischen Bioimpedanz. Diese neuere nichtinvasive Messmethode des Cardiac Outputs wurde schon in zahlreichen Studien an Erwachsenen, einigen an Kindern und Neugeborenen untersucht und mit Thermodilution und Echokardiographie verglichen. In dieser Arbeit wurde die Methode an reifen und gesunden Neugeborenen untersucht. 2.1.2. Thorakale elektrische Bioimpedanz Mithilfe der nichtinvasiven thorakalen elektrischen Bioimpedanzkardiographie wird durch die Erfassung thorakaler Widerstandsveränderungen, welche durch die Änderungen des thorakalen Flüssigkeitsvolumens während des Herzzyklus bedingt sind, der Cardiac Output ermittelt. 22 2.1.2.1 Grundlagen Bioimpedanz wird, gemäß dem Ohm‘schen Gesetz als Verhältnis der angelegten Wechselspannung zum gemessenen Wechselstrom berechnet. 𝑍(𝑡) = 𝑈(𝑡) 𝐼(𝑡) Die Impedanz ist der Wechselstromwiderstand. Der Betrag der Impedanz ergibt sich aus dem Verhältnis der Amplitude der Spannung zur Stromamplitude. Wenn sich in einem Stromkreis, durch den Wechselstrom fließt, nur ein reeller Widerstand befindet, sind Spannung und Strom in Phase, und es gibt keine zeitliche Verschiebung zwischen beiden. Das bedeutet, dass die Impedanz dem ohmschen (reellen) Widerstand R entspricht (28).In diesem Fall gilt das ohmsche Gesetz: U(Eigenspannung)=I(Strom)*R(Widerstand). Abbildung 3: Einfacher Wechselstromkreis mit Widerstand R und Spannung U Ein Wirkwiderstand ist ein ohmscher Widerstand. Er wirkt auf die elektrische Energie und wandelt sie in Wärme, Licht oder mechanische Energie um. Abbildung 4: Verhalten des Wirkwiderstands und der Spannung wie bei Gleichstrom 23 Der Wirkwiderstand hat im Wechselstromkreis die gleiche Wirkung wie im Gleichstromkreis (28). In der Wirklichkeit kommen in einem Wechselstromkreis neben dem Wirkwiderstand R auch noch die elektrischen Komponenten Spulen (L) und Kondensatoren (C) vor, welche einen Blindwiderstand verursachen. Dieser Blindwiderstand X bewirkt im Wechselstromkreis eine Phasenverschiebung zwischen Strom und Spannung (28). Abbildung 5: Reeller Wechselstromkreis mit Kondensator C und Spule L Der Blindwiderstand, der sich aus der Kapazität eines Kondensators und einer Induktivität einer Spule, sowie der vorhandenen Frequenz des Wechselstromes errechnen lässt, ist gegenüber dem Wirkwiderstand R um 90° phasenverschoben. Abbildung 6: Phasenverschiebung der Wechselspannung gegenüber Wechselstrom Dabei gelten für den Wirkwiderstand der Begriff Resistanz und für den Blindwiderstand der Begriff Reaktanz. 24 Die Resistanz 𝑅(t), der „Wirkwiderstand“ gilt als Maß dafür, wie viel Spannung benötigt wird, damit elektrischer Strom durch einen Leiter fließen kann. Die Reaktanz 𝐺(𝑡), der „Blindwiderstand“, baut Wechselspannung auf und führt zu einer frequenzabhängigen Phasenverschiebung zwischen applizierter Wechselspannung und gemessenem Wechselstrom, wodurch der Wechselstrom begrenzt wird (29). Die vektorielle Addition der Komponenten in komplexer Darstellung ergibt die Impedanz, den Wechselstromwiderstand.𝑍 = 𝑅 + 𝑗𝑋𝐿 + 𝑗𝑋𝐶 XC XL Abbildung 7: vektorielle Addition des Wirk-und Blindwiderstandes zur Größenberechnung der Impedanz Z Induktanz XL (Blindwiderstand der Spule) = 𝜔𝐿 1 Kapazität XC (Blindwiderstand des Kondensators) = − 𝜔𝐶 (j steht für Darstellung in komplexer Zahlen) =2**f Dabei ist die Kreisfrequenz und f die Frequenz (Schwingungen pro Sekunde) Die Bioimpedanz biologischer Gewebe wird daher als 𝑍(𝑡) = 𝑅(𝑡) + 𝑗 ∙ 𝐺(𝑡) definiert (28). Jedes biologische Gewebe hat unterschiedliche elektrische Eigenschaften. Blut hat einen sehr niedrigen Widerstand und eine sehr hohe Leitfähigkeit verglichen mit Knochen, Muskeln, Fett und dem luftgefüllten Lungengewebe. Biologische Gewebe verhalten sich ähnlich elektrischen Kondensatoren (8). 25 Die Bioimpedanz ist aus diesem Grund ebenfalls eine Eigenschaft des jeweiligen Gewebes. Wenn man z.B. die Bioimpedanzänderung im Knochen betrachtet, tritt von einer auf die nächste Minute keine Änderung ein, man bezeichnet die Impedanz daher als statisch bzw. quasistatisch 𝑍0 . Die Bioimpedanz der Lunge ∆𝑍𝑅 (𝑡) und des Herzens ∆𝑍𝐶 (𝑡) gilt deshalb als dynamisch, da es aufgrund des Atem- und Herzzyklus zu ständigen Impedanzwechseln kommt. Das respiratorische System führt zum Großteil der Veränderungen. Der Zeitraum des Herzzyklus ist für den kleineren Teil verantwortlich. Um den zeitlichen Verlauf der thorakalen Impedanz 𝑍(𝑡) zu messen werden alle Gewebeimpedanzen des Thorax summiert. 𝑍(𝑡) = 𝑍0 + ∆𝑍𝑅 (𝑡) + ∆𝑍𝐶 (𝑡) Um bei der Bioimpedanzkardiographie nur den zeitlichen Verlauf des ∆𝑍𝐶 (𝑡)zur Bestimmung des Schlagvolumens und Cardiac Outputs zu erhalten, wird ∆𝑍𝑅 (𝑡) durch einen Hochpassfilter entfernt. (8).Es bleibt folgende Formel (30): 𝑍(𝑡) = 𝑍0 + ∆𝑍𝐶 (𝑡) 2.1.2.2 Messung der Thorakalen Elektrischen Bioimpedanz (TEB) Das Gerät Aesculon der Firma Osypka Medical ermittelt das Schlagvolumen durch die Messung der thorakalen Impedanzänderungen. Zur Messung der TEB werden vier Oberflächenelektroden an der Haut angebracht, die in Längsrichtung so positioniert werden, dass das durch den Wechselstrom erzeugte elektrische Feld das Herz und vor allem die Aorta umfasst. Die Aorta ist deshalb bei der Signalerfassung von großer Wichtigkeit, da es nach Aortenklappenöffnung, durch Durchflussveränderung, zu einer signifikanten Impedanzänderung kommt. Über das äußere Elektrodenpaar (linke Stirn/linker Oberschenkel) wird Wechselstrom mit hoher Frequenz (30-100 kHz) und kleiner Amplitude (2 mA) auf den Thorax übertragen. Die resultierende Spannung wird danach über das innere Elektrodenpaar (links am Hals/links am Thorax) erfasst (31). 26 2.1.2.3 Interpretation des Kardiogramms Das Schlagvolumen kann ähnlich den meisten hämodynamischen Parametern nicht direkt gemessen werden, sondern muss über eine theoretische Formel abgeleitet werden. Die gebräuchliche Formel zur Schlagvolums-Berechnung durch Bioimpedanz lautet 𝑆𝑉𝑇𝐸𝐵 = 𝐶𝑃 ∙ 𝑣̅𝐹𝑇 ∙ 𝐹𝑇 wie folgt (31): 𝑆𝑉𝑇𝐸𝐵 = Schlagvolumen berechnet durch TEB 𝐶𝑝 =Patientenkonstante (von Körpergewicht und Körpergröße des Patienten bestimmt) 𝑣̅𝐹𝑇 = mittlere Blutgeschwindigkeitsindex 𝐹𝑇= Durchflusszeit Kinnen et al. beschrieben 1964 ein zylindrisches Modell des Thorax und versuchten damit die Herkunft des Impedanzsignals zu untersuchen. Kubicek et al. entwickelten 1966 erstmals ein Modell zur Schlagvolumenberechnung über TEB (32). Dieses Modell, das heute als die klassische TEB bezeichnet wird, basiert auf der Annahme, dass es bei Änderung des thorakalen Flüssigkeitsvolumens, abhängig vom Herzzyklus, zu messbaren Änderungen des elektrischen Widerstands kommt. Es leitet die schnellen Impedanz-Änderungen kurz nach Öffnen der Aortenklappe auf die volumetrischen Veränderungen in der Aorta zurück, wobei angenommen wird, dass das vorübergehend vermehrte Blutvolumen in der Aorta zu einer BIVerringerung und gleichzeitig einem Anstieg der Leitfähigkeit führt (31). Die erste zeitliche Ableitung entspricht der Geschwindigkeit der volumetrischen Ausdehnung beziehungsweise des maximalen Ausschlags. Das Schlagvolumen wird bei diesem Modell geschätzt als: 𝑆𝑉𝑇𝐸𝐵 (𝑑𝑍(𝑡)) | | √ 𝑑𝑡 𝑀𝐼𝑁 = 𝑉𝐸𝑃𝑇 ∙ ∙ 𝐿𝑉𝐸𝑇 𝑍0 𝑉𝐸𝑃𝑇 = geschätztes intrathorakales Volumen (Volume of electrically participating tissue) | (𝑑𝑍(𝑡)) | 𝑑𝑡 𝑀𝐼𝑁 𝑍0 = ohmsches Äquivalent für die Spitzenbeschleunigung der Aorta (31) 𝐿𝑉𝐸𝑇= linksventrikuläre Auswurfszeit (left ventricular ejection time) Dieses Modell scheiterte jedoch aufgrund von Ungenauigkeiten. Das Volumen des Thorax wurde nur grob geschätzt. Der Teil des Schlagvolumens, der während der 27 Ausdehnung der Aorta schon in die Peripherie gelangt, wurde genauso wie eine mehr oder weniger konforme Aorta nicht berücksichtigt. Außerdem wird die höchste Änderungsrate der Bioimpedanz 55-60 ms nach Öffnen der Aortenklappe schon erfasst, die Spitzengeschwindigkeit der Aorta aber erst 100 ms danach erreicht (8). Bernstein und Osypka entwickelten 2001 das neue Modell der Electrical Velocimetry (EV) , das auf einem etwas anderen Ansatz beruht (30). Sie schrieben die schnellen Bioimpedanzänderungen nicht den volumetrischen Veränderungen der Aorta zu, sondern der Änderung des spezifischen Widerstands des Blutes, das nach Öffnen der Aortenklappe durch die Aorta fließt. Während des Herzzyklus kommt es zu einer Veränderung der Leitfähigkeit des Blutes (8). Es wird angenommen, dass die Erythrozyten vor Öffnen der Aortenklappe eine zufällige Orientierung aufweisen. Der angelegte Strom muss zuerst die Blutkörperchen umgehen um in die Aorta zu gelangen, wodurch es zu einer höheren Spannungsmessung und niedrigeren Leitfähigkeit kommt. Nach dem Öffnen zwingt der pulsatile Stromfluss die Blutkörperchen dazu, sich parallel zum Blutstrom auszurichten, wodurch der Strom die Aorta leichter durchfließen kann, was zu einer niedrigeren Spannungsmessung und höheren Leitfähigkeit führt (31). Die aus den Messungen resultierende Druckkurve ähnelt der einer arteriellen Druckkurve. Da sich die Impedanz reziprok zur Leitfähigkeit verhält, wird die umgekehrte Impedanzkurve, wie eine Leitfähigkeitskurve gelesen. Aus technischen Gründen wird jedoch trotzdem die Bioimpedanz gemessen. Bei Analyse der Kurve erkennt man mehrere Orientierungspunkte (8). Abbildung 8: Markierungspunkte im Elektrokardiogramm 28 Punkt B = Öffnen der Aortenklappe (bis dahin ungerichtete Orientierung der Erythrozyten) Punkt C = Spitzen-Aortenblut-Beschleunigung Punkt X = Schließen der Aortenklappe Nach Öffnen der Klappe erzeugt der Orientierungswechsel der roten Blutkörperchen einen charakteristischen Abfall des Bioimpedanz-Signals und einen deutlichen Anstieg der Leitfähigkeit. Die Ausrichtung läuft umso schneller ab, je steiler das Gefälle – dZ(t) und je höher die Spitzenamplitude von – dZ(t) ist. Bei schneller Ausrichtung kommt es auch zu einer hohen Leitfähigkeit (31). Bei der Electrical Velociemtry wird ein Kontraktilitätsindex definiert (8): |( 𝐼𝐶𝑂𝑁 = 𝑑𝑍(𝑡) ) | 𝑑𝑡 𝑀𝐼𝑁 𝑍0 ∙ 1,000 Im Vergleich zur Formel der klassischen TEB wird bei der EV der mittlere Blutgeschwindigkeitsindex aus dem gemessenen Index der Aorten-Spitzen- Beschleunigung abgeleitet. 𝑣̅𝐹𝑇 | =√ (𝑑𝑍(𝑡)) | 𝑑𝑡 𝑀𝐼𝑁 𝑍0 Eine höhere mittlere Blutgeschwindigkeit während der Durchflusszeit führt dazu, dass mehr Schlagvolumen vom linken Ventrikel ausgeworfen wird. Die Durchflusszeit 𝐹𝑇𝐶 wurde für dieses neue Modell ebenfalls korrigiert, indem die Herzfrequenz des Patienten in die Durchlaufszeitsberechnung mit einbezogen wird. 𝐹𝑇𝑐 = 𝐿𝑉𝐸𝑇 𝐿𝑉𝐸𝑇 √𝑇𝑅𝑅 steht für die Auswurfzeit des linken Ventrikels und 𝑇𝑅𝑅 für das Blutdruckintervall. Der Anstieg des Schlagvolumens korreliert mit einer höheren 𝐿𝑉𝐸𝑇 oder einer höheren Durchflusszeit 𝐹𝑇𝐶 (8). Das erhaltene EKG dient zur Bestimmung der LVET. Die Spitze des QRSKomplexes gilt als Marke für den Start des Schlages. LVET wird dann als Zeitintervall zwischen Auswurfsstart, das durch Queren der ersten Nulllinie von dφ/dt-Signal und Ende der Auswurfszeit, beim zweiten Überschreiten der Nulllinie durch das Signal dargestellt wird (33). 29 Zusätzlich zu den schon erwähnten Änderungen verwendet die Electrical Velocimetry die Patientenkonstante 𝑉𝐸𝑃𝑇 , eine Konstante für das Volumen des elektrisch beteiligten Gewebes, abgeleitet von der Körpermasse des Patienten. Wenn das Gewicht falsch geschätzt wird, resultiert ebenfalls ein falsches Schlagvolumen (31). Schlussendlich resultiert daraus eine neue Formel zur Berechnung des Schlagvolumens (8): | 𝑆𝑉 = 𝑉𝐸𝑃𝑇 ∙ √ (𝑑𝑍(𝑡) | 𝑑𝑡 𝑀𝐼𝑁 𝑍0 ∙ 𝐹𝑇𝐶 Der Cardiac Output kann dann mit dem bestimmten Schlagvolumen berechnet werden (31). 𝐶𝑂 = 𝑆𝑉 ∙ 𝐻𝐹 1,000 2.1.3.Gerätedesign Abbildung 9: Aesculon Monitor Die Messungen wurden mit dem Gerät Aesculon der Firma Osypka Medical durchgeführt. Dieses Gerät erlaubt die Messung hämodynamischer Parameter über die schon beschriebene Methode der Electrical Velocimetry. Das Gerät misst den konstanten Anteil der thorakalen elektrischen Bioimpedanz und bestimmt daraus den Flüssigkeitsgehalt des Brustkorbs (TFI). Es eliminiert den Einfluss des respiratorischen Systems auf die Leitfähigkeit, damit nur der Teil der thorakalen Impedanzänderung erfasst wird, der dem Herzzyklus zuzuschreiben ist (34). Zur Messvorbereitung werden am Konnektorstück des Verbindungskabels vier Elektroden angeschlossen, über die die Spannung dann appliziert und der Wiederstand abgeleitet wird. Über die äußeren Elektroden „A“ und „D“ wird kontinuierlich ein Spannung auf den Thorax appliziert durch diese entsteht ein 30 hochfrequenter Strom niedriger Amplitude. Die durch die Ausrichtungsveränderungen der Erythrozyten verursachte Spannungsänderung wird dann zwischen den inneren zwei Elektroden „B“ und „C“ erfasst und an das Gerät übertragen. Aus dem erhaltenen digitalen Signal werden zwei Kurven erstellt, die während der Messperiode am Monitor dargestellt werden. 1. Änderung der thorakalen Impedanz ∆𝑍(𝑡) 2. Die Rate der Impedanzänderung Die Kurve von 𝑑𝑍(𝑡) 𝑑𝑡 wird analysiert 𝑑𝑍(𝑡) 𝑑𝑡 und die schon beschriebenen Orientierungspunkte dafür ermittelt. Zur Aufzeichnung muss zuerst das gewollte Messintervall von 10 Sekunden bis 1 Minute eingestellt werden. Während der Aufzeichnungsphase kann man die Messung am Bildschirm nicht verfolgen (34). 2.1.3.1.Cardiac Output-Parameter Das Gerät Aesculon ermöglicht die Messung verschiedener hämodynamischer Parameter. Bei dieser Studie wurden speziell Cardiac Output, Cardiac Index (CI), Schlagvolumen (SV), Schlagindex (SI), Index of contractility (ICON), Thoracic Fluid Content (TFC), Schlagvolumsvariation (SVV) und Herzfrequenz (HF) untersucht. Abbildung 10: Monitorabbildung während NICOM-Messung 31 Cardiac Index (CI) 𝐶𝑂 𝐶𝐼 = 𝐵𝑆𝐴 [ml/m2] CI (BSA) ist normiert für die Körperoberfläche. Die geschätzte Körperoberfläche wird üblicherweise verwendet um hämodynamische Parameter bei kleinen Kindern zu normieren . Schlagvolumen (SV) Normalerweise wird das SV durch Multiplikation von Volumen, mittlerer Blutflussgeschwindigkeit der Aorta und der linksventrikulären Auswurfszeit 𝑆𝑉 = 𝑉𝑂𝑙 ∙ 𝑣̅𝐴𝑂𝑅𝑇𝐴 ∙ 𝐿𝑉𝐸𝑇 errechnet. Bei der Methode der EV wird das Schlagvolumen berechnet aus dem Produkt vom Blutvolumen des Thorax, der mittleren Blutflussgeschwindigkeit der Aorta und der korrigierten Flusszeit berechnet. 𝑆𝑉 = 𝑉𝐸𝑃𝑇 ∙ 𝑣̅𝐴𝑂𝑅𝑇𝐴 ∙ 𝐹𝑇𝐶 Schlagindex (SI) Der SI beschreibt normiert das Schlagvolumen für die Körperoberfläche (BSA) des 𝑆𝑉 𝑆𝐼 = 𝐵𝑆𝐴 [ml/m2] Patienten. Thoracic Fluid Content (TFC) Der thorakale Flüssigkeitsgehalt (TFC) wird von der Basis-Impedanz Zo abgeleitet: 𝑇𝐹𝐼 = 1000Ω 𝑍0 und ist dimensionslos. Index of contractility (ICON) ergibt sich aus der maximalen Änderungsrate der thorakalen elektrischen Bioimpedanz und ist dimensionslos. 𝑑𝑍(𝑡) (| | )∙𝑠 𝑑𝑡 𝑀𝐼𝑁 √ 𝐼𝐶𝑂𝑁 = 𝑍0 Schlagvolumsvariation (SVV) SVV gibt an um wie viel Prozent das Schlagvolumen, über den Zeitraum von 30 Sekunden, um den Mittelwert variiert (24). Die Schlagvolumsvariation wird von der Standardabweichung der Schlagvolumina (σSV) und Mittelwert der Schlagvolumina (μSV) abgeleitet: 32 𝑆𝑉𝑉 = 𝜎𝑆𝑉 ∙ 100𝜇𝑆𝑉 Bei beatmeten Patienten ist die SVV vom Volumsstatus abhängig. Starke Schwankungen treten bei Hypovolämie auf (24). HR(Heart Ratio) Die Herzfrequenz wird über das Oberflächen-EKG bestimmt (34). Signalqualitätsindex (SQI) Ein wichtiges Kriterium zur Beurteilung der Messwerte stellt der SQI dar. Der Signalqualitätsindex gibt Auskunft über die Signalstärke während mehrerer kardialer Zyklen. Er stellt eine Zeitanforderung als das Signal, und erwartet eine, innerhalb bestimmter Limits befindliche Signalgröße. Ein SQI von 80 % bedeutet, dass bei zumindest acht von zehn aufeinander folgenden kardialen Zyklen die vom Gerät vorgegebenen Kriterien erfüllt wurden (20). 2.2.Nahinfrarot-Spektroskopie (NIRS) Die Nahinfrarotspektroskopie verwendet Licht zwischen 700-1000 nm Wellenlänge, um die Sauerstoffversorgung von biologischen Geweben nichtinvasiv und kontinuierlich darzustellen. Die Methode der NIRS basiert erstens auf der Tatsache, dass biologisches Gewebe in einem Wellenlängenbereich von 700-1000 nm gute Transparenz hat. Unter 700 nm absorbiert Hämoglobin eine großen Teil des Lichts, über 1000 nm werden die meisten Strahlen vom Wasser absorbiert. Daher bezeichnet man den Bereich zwischen 700 nm und 1000 nm auch als das nutzbare Fenster. Zweitens hat das Hämoglobin abhängig vom Oxygenierungszustand ein spezifisches Absorptionsspektrum. Das Absorptionsmaximum des Hämoglobins befindet sich im nahinfraroten Bereich (35). 2.2.1.Grundlagen Jöbsis et al. führten 1977 erstmals eine in vivo Messung mittels NahinfrarotSpektroskopie zur Untersuchung der Oxygenierung biologischer Gewebe durch (35). Licht im Nahinfrarotbereich (700-1000 nm) hat den Vorteil, dass es tiefer in biologisches Gewebe eindringen kann als sichtbares Licht (400-700 nm), das eine hohe Absorption jedoch geringere Eindringtiefe aufweist (36). Zusätzlich nutzt man 33 bei der Anwendung der NIRS die im Gewebe vorkommenden Farbträger Hämoglobin, Myoglobin und Cytochrom C Oxydase. Diese, auch Chromphore genannt, absorbieren Licht, abhängig von ihrem Oxygenierungsstatus, unterschiedlich stark. Der wichtigste Farbträger beziehungsweise die Hauptkomponente ist das Hämoglobin (37), das in den Erythrozyten zu finden ist und als Trägersubstanz des Sauerstoffs dient. Es transportiert Sauerstoff von der Lunge in die Körperzellen, das Endprodukt CO2 zum Abatmen in die Lungenalveolen zurück und gibt Auskunft über den Oxygenierungszustand. Aufgebaut ist es aus vier Häm Gruppen, die Sauerstoff binden können und damit oxidiert werden. Je nachdem ob Sauerstoff an eine Häm Gruppe gebunden ist oder nicht, spricht man dann von oxygeniertem (HbO2) oder desoxygeniertem (HHb) Hämoglobin. Das Absorptionsverhalten der zwei Oxygenierungsszustände ist bei gleicher Wellenlänge des Lichtes unterschiedlich, da es durch die Oxygenierung zu Veränderungen der Proteinstruktur kommt (38). Der isosbestische Punkt, der bei 800 nm liegt, bezeichnet den Schnittpunkt der beiden Absorptionsspektren. Über 800 nm liegt das Absorptionsmaximum des oxygenierten Hämoglobins. Unter 800 nm ist die Absorption des desoxygenierten Hämoglobins am größten (39). Durch Verwendung unterschiedlicher Wellenlängen bei der Messung kann man die Konzentrationsänderungen des oxygenierten und desoxygenierten Hämoglobins erhalten (40). Abbildung 11: Absorptionsspektren von Hämoglobin im Bereich der nahinfraroten Wellenlängen 34 Myoglobin, das in den Skelettmuskelzellen vorhanden ist, weist ein dem Hb ähnliches Absorptionsspektrum auf, wodurch die beiden Chromphoren bei der NIRS Messung nicht unterschieden werden können (41). Der Einfluss des Myoglobins wird jedoch vernachlässigt, da sich das Absorptionsspektrum erst bei schwerer Ischämie verändert (37). Das Enzym Cytochrom C Oxydase, das in der Mitochondrienmembran lokalisiert ist, besteht aus zwei Häm-Molekülen und zwei Kupferzentren (42). 1977 stellten Jöbsis et al. fest, dass die Absorptionseigenschaften des Cytochroms auf die Kupferatome zurückzuführen sind (35). Je nach Redoxzustand des Enzyms entsteht ein spezifisches Absorptionsspektrum. Über 830 nm kommt es im oxygenierten Zustand zu vermehrter Lichtabsorption (43). In einem Wellenlängenbereich unter 700 nm findet die Absorption im reduzierten Zustand statt (42). Durch Messung der Konzentrationsänderung der Kupferzentren in oxygeniertem und reduziertem Zustand (42) erhält man Auskunft über das Sauerstoffangebot und den Energiehaushalt der Zellen (39), (44). Wenn Licht durch ein absorbierendes Medium, z.B. ein Chromophors geleitet wird, wird es, abhängig von deren Konzentration und der Wellenlänge des Lichts, absorbiert und abgeschwächt. Das Lambert-Beersche Gesetz beschreibt die Änderungen der Lichtintensität bei Annahme einer reinen Photonenabsorption, wobei der Durchtritt von Licht durch ein Medium einer logarithmischen Funktion folgt. 𝐴 = 𝑙𝑜𝑔[𝐼0 /𝐼] = 𝛼 ∙ 𝑐 ∙ 𝑑 d . I I0 c Abbildung 12: Eintritt von Licht mit der Intensität Gesetz A = Lichtabsorption und Austritt mit der Intensität gemäß dem Lambert Beerschen = Extinktionskoeffizient = initiale Lichtintensität c = Konzentration des Chromophors = durchgelassene Intensität d= Abstand zw. Emitter und Detektor 35 Für jeden Farbträger ist der Extinktionskoeffizient bei bestimmter Wellenlänge spezifisch (45). Der Absorptionskoeffizient 𝜇𝛼 kann aus einem Produkt von Extinktionskoeffizient 𝛼 und c berechnet werden. 𝜇𝛼 = 𝛼 ∙ 𝑐 Er gibt an, mit welcher Wahrscheinlichkeit ein Lichtstrahl im Medium pro Zeiteinheit absorbiert wird. Damit das Gesetzt gilt, darf das Medium des Chromophors nicht zusätzlich zur Lichtabschwächung beitragen. Die Intensitätsverminderung darf ausschließlich vom Chromophor selbst ausgelöst werden (43). Im lebenden Gewebe bedingt neben der Absorption auch die Streuung von Licht eine Abschwächung der Ausgangsintensität (32). Extra- und Intrazellularraum haben unterschiedliche Brechungsindizes (46) und sind entscheidend an der Streuung im Gewebe beteiligt (42). Im biologischen Gewebe beträgt der Abstand zwischen Einzelstreuungen <0,1 mm. Die Einzelstreuungen entstehen dadurch, dass Photonen auf Partikel treffen (43). Daher ist anzunehmen, dass sich die streuenden Partikel auch untereinander beeinflussen und mehrmals gestreut werden, wodurch ihre anfängliche Einfallsrichtung nicht mehr bestimmbar ist (47). Photonen verlieren nach kurzer Strecke ihre lineare Richtung. Der Weg von Emitter zu Detektor wird durch die Streuung verlängert, wodurch keine lineare Verbindung der beiden mehr besteht. Die totale Abschwächung im Gewebe ist daher unbekannt. Das Lambert-Beersche Gesetz kann für die NIRS Messung nur verwendet werden, wenn es abhängig von der Wellenlänge modifiziert wird (45). Für den verlängerten Weg zwischen Emitter und Detektor wurde der Begriff der „differente Weglängenfaktor“ (DPF) eingeführt, der mit dem Abstand zwischen Emitter und Detektor (d) multipliziert wird. Für Gewebe wie das Gehirn und den Muskel ist DPF bekannt. Dadurch kann die Änderung der Chromphoren Konzentration in 𝜇𝑚𝑜𝑙/𝑙 angeben werden. Jedoch muss dabei die interindividuelle Variabilität (44), die von der Wellenlänge des Lichtes, der Form und Zusammensetzung des Gewebes abhängt, beachtet werden (17). Besteht zwischen den zwei Optoden, Emitter und Detektor, ein Abstand über 2,5 cm, kann man DPF als konstant annehmen (48). Eine weitere Variable „G“, die für den Verlust durch die Streuung steht, wurde hinzugefügt. Der Streuungsverlust (G) berücksichtigt die Photonen, die durch Streuung das Messvolumen verlassen (17). Man nimmt an, dass die Form des Gewebes während der Messung gleich bleibt und somit der Streuungsgrad 36 derselbe ist, wodurch die Änderung in der Abschwächung auf die Absorptionsänderung der Chromphoren zurückzuführen ist (36). Das modifizierte Lambert-Beersche Gesetzt lautet (50): 𝐴 = (𝛼 ∙ 𝑐 ∙ 𝑑 ∙ 𝐷𝑃𝐹) + 𝐺 Im neuen, modifizierten Lambert-Beersche Gesetz wird die Veränderung der Abschwächung der Strahlenintensität mit der Wegstrecke beim Durchgang durch ein Chromophor über einen Zusammenhang der Abschwächung der Intensität mit der Chromophoren-Konzentration beschrieben (48). Der Weg der Photonen im Gewebe, der sich im Reflexionsmodus zwischen den Optoden einstellt, ist kurvenförmig, Die Tiefenpenetration der Photonen ist abhängig vom Abstand der zwei Optoden und entspricht ca. der Hälfte vom Abstand zwischen Emitter und Detektor (d) (37). Bei größerem Abstand haben oberflächliche Hautschichten weniger Signalanteil (49). Bei der Messung müssen mehrere Wellenlängen genommen werden, um alle gesuchten, vorhandenen Chromophoren untersuchen zu können (45). Wenn z.B. drei Absorber zur Abschwächung beitragen, werden mit drei unterschiedlichen Wellenlängen die Konzentrationsänderungen bestimmt (39). 𝛼1𝜆1 ∆[𝑐]1 + 𝛼2𝜆1 ∆[𝑐]2 + 𝛼3𝜆1 ∆[𝑐]3 ∆𝐴𝜆1 (∆𝐴𝜆2 ) = (𝛼1𝜆2 ∆[𝑐]1 + 𝛼2𝜆2 ∆[𝑐]2 + 𝛼3𝜆2 ∆[𝑐]3 ) ∆𝐴𝜆3 𝛼1𝜆3 ∆[𝑐]1 + 𝛼2𝜆3 ∆[𝑐]2 + 𝛼3𝜆3 ∆[𝑐]3 Dabei werden jeweils die Wellenlängen für die Absorptionsmaxima der absorbierenden Stoffe verwendet (44). Um das Ausmaß der Absorption und der Streuung des Lichts bei Gewebsdurchgang zu messen, muss zuerst bekannt sein, wie sich das Licht im streuenden Medium ausbreitet. Hierfür gibt es die Transporttheorie, die die Ausbreitung der Photonen im Gewebe vereinfacht beschreibt (50). Die Theorie kann auch numerisch in Form der Monte-Carlo-Simulation ausgewertet werden. Dabei wird durch statistische Berechnung der Weg der Photonen durch das Gewebe am PC simuliert (51), (43). Im Vergleich zur Pulsoxymetrie gibt es drei wichtige Unterschiede. Mithilfe der NIRS kann man tiefer in Gewebe eindringen (15). Außerdem ist Mithilfe der NIRS die Messung der Oxygenierung aller vaskulären Kompartimente möglich (16), (15) und es werden unterschiedliche Wellenlängen eingesetzt, damit mehrere Farbträger erfasst werden können (16). 37 2.2.1.1.Geräte Die meisten NIRS Geräte verwenden die Continuous Wave Theorie. Dabei wird Licht in verschiedenen Wellenlängen und gleichbleibender Intensität ausgestrahlt. Der vom Emitter ausgesandte konstante Photonenfluss wird bei Durchtritt durchs Gewebe absorbiert und gestreut Die verbleibende Lichtintensität wird am Detektor aufgefangen und über das Gerät festgehalten. Dieses Modell wird verwendet um Konzentrationsänderungen der relevanten Absorber in Abhängigkeit der Wellenlänge zu berechnen (52). Da die genaue Wellenlänge unbekannt ist, können nur Konzentrationsänderungen und nicht absolute Werte bestimmt werden (53). Ein weiterer Nachteil dieser Methode ist die geringe Eindringtiefe von 2-3 cm in das Gewebe. Eine Differenzierung von Gewebsschichten ist mit dieser Methode nicht möglich (52). Die Technik kommt beim modifizierten Lambert-Beerschen Gesetz, sowie der beim Gerät NIRO angewandten Methode der Spatially Resolved Spectroscopy (SRS), zum Einsatz. Die SRS erlaubt eine Schätzung der mittleren Gewebssättigung. Das Licht wird dabei von zwei, in einer Optode befindlichen Detektoren erfasst, die 4-5 cm vom Sender entfernt liegen (17). Da die Photonen verschiedene Gewebsbereiche durchdringen, erhält man an den Detektionspunkten unterschiedliche Werte der Lichtabschwächung (54). Die Kombination von verschieden verwendeten Wellenlängen und die unterschiedlichen Abstände der beiden Optoden ermöglichen die Berechnung der regionalen Gewebssättigung Tissue Oxygen Index (TOI) (17). TOI ergibt sich daher aus dem Abschwächungsgradient A, der mit dem EmitterDetektor Abstand d in Verhältnis steht. Berechnet wird er aus der Formel Hb=2/(HbO2+Hb)*100 (55) und als Verhältnis in Prozent angegeben (45). 2.2.1.2.Messung der zerebralen Sättigung Es wird diskutiert, ob unterstützender Sauerstoff während der Neugeborenenversorgung gegeben werden sollte, da man nicht weiß, welche O2 Konzentration für Neugeborene und Frühgeborene günstig ist (18). Iatrogene Hyperoxygenierung könnte eventuell gefährlich sein, da Sauerstoffradikale 38 neurologische Schäden verursachen können (56). Die Messung der zerebralen Oxygenierung ist daher ein wichtiger Schritt, um neurologische Komplikationen und deren Vorbeugung in der neonatologischen Intensivversorgung zu verstehen. Häufig gehen zerebrale Komplikationen auf Hypoxie während der perinatalen Phase zurück. Dabei können, die hypoxische Hypoxie (niedriger arterieller pO2), ischämische Hypoxie und anämische Hypoxie unterschieden werden. Die routinemäßige Messung der peripheren Oxygenierung kann nur Auskunft über hypoxische Hypoxie geben, da bei ischämischer Hypoxie der pulsoxymetrisch gemessene Wert normal sein kann (57). Die Messung der zerebralen Gewebsoxygenierung könnte daher möglicherweise zur Entscheidungsfindung bezüglich Therapie wichtig sein. Bei Neugeborenen wurde die erste Messung der zerebralen Oxygenierung 1985 von Brazy et al. durchgeführt (41). Die regionale Gewebssättigung basiert auf einem Gleichgewicht aus Sauerstoffangebot, Sauerstoffverbrauch und dem regionalen Verhältnis zwischen arteriellem und venösem Volumen, das die Sättigung des venösen, kapillären und arteriellen Blutes widerspiegelt. Die Hauptkomponente der Gewebssättigung macht das venöse Blut aus, das die Sauerstoffsättigung nach Sauerstoffverbrauch widerspiegelt. Die Gewebssättigung neigt daher dazu, sich ähnlich der venösen Sättigung zu verhalten. Das zerebrale O2-Angebot ist ein Produkt aus (zerebralem Blutfluss) CBF und Sauerstoffgehalt (58). 2.2.2.NIRO 200NX Es existieren verschiedene NIRS Geräte, die mit Hilfe verschiedener Methoden und Technologien funktionieren. Die Messungen für diese Arbeit wurden mit dem Gerät NIRO 200 NX (Hamamatsu, Japan) durchgeführt. Der NIRO 200 NX bedient sich sowohl der Methode des modifizierten Lambert Beerschen Gesetzes, als auch der neuen Technik der Spatially Resolved Spectroscopy (SRS),. Über die Methode des modifizierten Lambert Beerschen Gesetzes werden Änderungen der Hämoglobinkonzentrationen, des oxygenierten HbO2, des desoxygenierten HHb und des Gesamthämoglobins bestimmt (54). 39 Über das Verfahren der SRS können, auf Basis des Ausmaßes der Lichtabschwächung, der zerebrale Gewebssauerstoffindex Tissue Oxygenation Index (TOI), sowie der Gewebshämoglobinindex (THI) bestimmt werden (48). Die Messvorrichtung beim NIRO 200 NX besteht aus einem Lichtemitter und einem Abbildung 13: NIRO 200 NX Lichtdetektor. Emitter und Detektor sind mit dem Monitor, der für die Visualisierung der gemessenen Werte verantwortlich ist, über eine Messeinheit verbunden. Der Lichtemitter sendet mittels LED nahinfrarotes Licht mit 735 nm, 810 nm und 850 nm Wellenlänge aus. Der Lichtdetektor, der aus zwei parallel angeordneten SiliziumPhotodioden besteht, wird mittels vorgefertigter Halterung 4-5 cm vom Emitter entfernt angebracht (48). Der Sender-Detektor-Abstand sollte deshalb möglichst groß sein, damit eine hohe Sensitivität bei der Messung und eine ausreichende Eindringtiefe ins Gewebe gewährleistet wird (54). 2.2.2.1.NIRS-Parameter Der NIRO 200 ermöglicht die Messung von Konzentrationsänderungen des oxygenierten Hämoglobins (HbO2), des desoxygenierten Hämoglobins (HHb) und des Gesamthämoglobins (Hbt) sowie des TOI und THI. Abbildung 14: Befestigung der NIRS-Messplatte mit CPAP Haube und Peha Haft auf dem kindlichen Kopf 40 Das Gesamthämoglobin (Hbt) ergibt sich aus desoxygeniertem (HHb) und oxygeniertem Hämoglobin (HbO2). Der Tissue Oxygenation Index (TOI) gibt das Verhältnis des oxygenierten Hämoglobins zum Gesamthämoglobin wieder und entspricht der regionalen Gewebssättigung. Der normalisierte Gewebshämoglobinindex (nTHI) zeigt die prozentuelle Änderung der Menge des anfänglichen Hämoglobins, der Konzentration des oxygenierten und desoxygenierten Hämoglobins sowie des Gesamthämoglobins. 2.3.Echokardiographie Bei der Echokardiographie handelt es sich um die sonographische Untersuchung des Herzens. Die Sonographie nutzt Ultraschallwellen mit einer Frequenz über 20 kHz um schnell Informationen über Gewebsstrukturen im Körper zu bekommen. Ultraschall kann je nach Frequenz unterschiedlich tief in Gewebe eindringen. Je nach Gewebedichte ändert sich die Schallgeschwindigkeit, wobei es an den Übergangsflächen verschiedener Gewebe zu Schallreflexionen kommt. Durch die unterschiedlich starken Reflexionen entsteht das Schallbild. Zur Erzeugung der Ultraschallwellen dienen die in den Ultraschallköpfen vorhandenen Piezokristalle. Bei Anbringen von Wechselspannung auf die Piezokristalle geraten diese in Schwingung und senden dadurch Schallwellen aus. Die reflektierten Schallwellen verursachen eine Verformung der Kristalle worauf es zu einer Ladungsverschiebung kommt, die als Spannung erfasst wird (59). In der Neonatologie wird die Echokardiographie routinemäßig eingesetzt um die Ventrikelfunktion, die Gewebsperfusion, den Blutfluss und Shuntverbindungen beurteilen zu können. 41 2.3.1. Ductus arteriosus Der Ductus arteriosus schließt sich normalerweise in den ersten postnatalen Tagen. Nach der Geburt ist er bei den meisten Kindern physiologisch noch vorhanden, wobei sich die Shuntrichtung, wie schon in der Einleitung erwähnt, nach der Geburt ändern kann. Um den Ductus arteriosus in der Echokardiographie beurteilen zu können, wird der Schallkopf links parasternal aufgesetzt. Der initiale Durchmesser wird mit WaveDoppler und Color-Flow bestimmt. Normalerweise werden drei bis fünf Messungen durchgeführt, die man anschließend auf einen Wert mittelt. Als hämodynamisch signifikant gilt ein Durchmesser >1,5 mm/kg (60). Weiters können Fluss und Shuntrichtung des Ductus beurteilt werden. 2.3.2. Mitral annular plane systolic excursion (MAPSE) Zur Beurteilung der linksventrikulären longitudinalen Funktion dient die Messung der MAPSE (Mitral annular plane systolic excursion). MAPSE entspricht der Mitralklappenbewegung von der Enddiastole bis zur Endsystole. Die MAPSE können im apikalen Vierkammer-Blick mit M-Mode dargestellt und beurteilt werden. Der M-Mode ermöglicht die eindimensionale Darstellung der Bewegungsabläufe des Herzens. 2.3.3. Tricuspidal annular plane systolic excursion (TAPSE) Zur Beurteilung der rechtsventrikulären Funktion wird die TAPSE (tricuspidal annular plane systolic excursion) bestimmt. TAPSE entspricht wie die MAPSE der Klappenbewegung von der Enddiastole zur Endsystole, und wird ebenfalls mit MMode im Vierkammer-Blick gemessen. 2.4.Messung In die Messung einbezogen wurden gesunde Neugeborene; die nach der 34. Schwangerschaftswoche (SSW) mittels elektivem Kaiserschnitt geboren wurden. Nach jedem geplanten Kaiserschnitt werden die Neugeborenen routinemäßig für 42 10-15 Minuten am Reanimationstisch beobachtet. Bei erlangter Zustimmung der Eltern wurde während dieser ersten 15 Minuten die Messung durchgeführt. Nach initialem Schrei im Operationssaal wurden sowohl das Aufzeichnungssystem IntelliVue als auch der Aesculonmonitor gestartet. Sobald das Neugeborene aus dem Operationssaal gebracht wurde, wurde es mit warmen Tüchern abgetrocknet und die zu beklebenden Stellen wurden gesäubert um eine gute Haftung der Elektroden zu gewährleisten. Während ein Neonatologie das Kind erstbegutachtete, begann die Installation der benötigten Elektroden und Sensoren. Ein Mitarbeiter brachte die Aesculon-Elektroden, die vorher mit den Buchstaben A bis D beschriftet wurden, an der linken Stirnhälfte, links am Hals, auf Höhe des Xiphoids sowie am Oberschenkel an. Zur NIRS-Messung wurden die Optoden in einer speziellen Messplatte fixiert und mit einer doppelseitigen Klebefolie überzogen um die Befestigung an der Stirn zu verbessern. Zur besseren Fixation, beziehungsweise um das Verrutschen der Sensoren zu verhindern, wurde die Messplatte mit Klettverschluss an einer CPAP-Haube befestigt. Mithilfe der Haube konnten die Sensoren einfach aufgesetzt und in Position gehalten werden. Die NIRS-Messplatte wurde auf der rechten Stirnseite aufgesetzt und die Haube zusätzlich mit Peha Haft fixiert, was einerseits das Verrutschen verhindert und andererseits zu besserer Lichtabschirmung führt. Abbildung 15: Neugeborenes mit NICOM-Elektroden, NIRS und Pulsoxymetrie 43 Mittels Pulsoxymeter, das am rechten Arm fixiert wurde, konnten Herzfrequenz und arterielle Sauerstoffsättigung während des gesamten Messablaufes kontinuierlich aufgezeichnet werde. Die Aufzeichnung der NIRS Parameter über das Gerät Niro 200 NX fand kontinuierlich statt. Der Aesculonmonitor zeigt die hämodynamischen Parameter während der gesamten Messphase von 15 Minuten an, jedoch muss jede Minute die Aufzeichnung neu gestartet werden. Dazu kann vorher ein Aufzeichnungsintervall zwischen 10 Sekunden und einer Minute gewählt werden. Nach Messung der hämodynamischen Parameter sowie der zerebralen Sättigung in den ersten 15 Lebensminuten wurde ein einmaliger Blutdruckwert bestimmt und mittels Echokardiographie wurden der Ductus arteriosus, sowie TAPSE und MAPSE beurteilt. 2.5.Datenauswertung und statistische Analyse Hauptziel der Diplomarbeit waren die Messung der hämodynamischen Parameter, die mittels Aesculon bestimmt wurden, sowie die Messung des TOI-Wertes um den Verlauf in den ersten 15 Lebensminuten darstellen zu können. Mittels Microsoft Excel wurden die Daten in den Computer eingelesen. Mit dem Statistikprogramm SPSS wurden Diagramme für den graphischen Vergleich der Werte erstellt. Die Daten wurden mit Mittelwert und Standardabweichungen berechnet und dargestellt. Cardiac Output, Schlagvolumen und Thoracic Fluid Content wurden mithilfe des Shapiro Wilk Tests auf Normalverteilung geprüft. Das Ergebnis den Shapiro Wilk Tests war bei allen drei Parametern nicht signifikant. Daher konnte eine Normalverteilung der Daten festgestellt werden. 44 3. RESULTATE 3.1. Patientengruppe In einem Zeitraum von fünf Monaten wurden auf der neonatologischen Abteilung des Universitätsklinikums Graz bei 41 Neugeborenen, die zerebrale Oxygenierung und der nicht invasive Cardiac Output gemessen. Die Messungen fanden in den ersten 15 Lebensminuten direkt nach Entbindung per Sectionem statt. Die Neugeborenen hatten ein durchschnittliches Gestationsalter von 38,6 ± 1,4 SSW und ein mittleres Geburtsgewicht von 3261± 513 g. 26 Neugeborene waren weiblich, 15 Neugeborene waren männlich. Eine Beatmung bzw. Atemunterstützung mit positiven Endexspiratorischem Druck (PEEP) war bei vier Neugeborenen notwendig. Nach erfolgter Messung wurde eine Herzechokardiographie durchgeführt. 3.2. Geburtsdaten Tabelle 2: Geburtsdaten der untersuchten Neugeborenen Mittelwerte Standardabweichungen Gestationsalter (SSW) 38,7 ± 1,4 Geburtsgewicht (g) 3261,2 ± 513,3 Länge (cm) 50,6 ± 2,4 Kopfumfang (cm) 34,9 ± 1,4 NapH 7,3 ± 0,1 Apgar1 Median 9 Apgar5 Median 10 Apgar10 Median 10 3.3. Weitere während der Messung erhobene Daten Tabelle 3: Blutdruckwerte der untersuchten Neugeborenen Mittelwerte Standardabweichungen Blutdruck systolisch (mmHg) 66 12 Blutdruck diastolisch (mmHg) 35 10 MAP (mmHg) 45 8 45 Mithilfe der Echokardiographie konnte nur bei zwei Neugeborenen ein geschlossener Ductus arteriosus festgestellt werden. Bei einem Neugeborenen konnte die Messung nicht durchgeführt werden, da das Gerät nicht zur Verfügung stand. Bei den restlichen Neugeborenen betrug der mittlere Durchmesser des Ductus arteriosus 1,9 mm/kg mit einer Standardabweichung von ± 0,5 mm/kg. Bei 11 Patienten konnte ein offenes Foramen Ovale mit einem mittleren Durchmesser von 2,53 mm/kg und eine Standardabweichung von ± 0,93 mm/kg festgestellt werden. Die Herzfrequenz wurde doppelt mittels Pulsoxymeter und über die Aesculon Elektroden abgeleitet. Abbildung 16: Vergleich der Mittelwerte der Herzfrequenz in den ersten 15 Lebensminuten gemessen mittels Pulsoxymetrie und Nicht invasivem Cardiac Output-Monitoring. In Abbildung 16. ist der mittlere Verlauf der Herzfrequenz in den ersten 15 Lebensminuten dargestellt. Dabei ist ein vergleichbarer Verlauf innerhalb der ersten sieben Lebensminuten zu erkennen. Ab der 8. Lebensminute ist ein tendenziell höherer Wert mit der Pulsoxymetrie gemessen worden. 46 3.4.NICOM Messergebnisse Insgesamt wurden 422 einzelne Messungen durchgeführt, 116 dieser Messungen wiesen einen SQI über 80% auf. Damit fallen 73% der durchgeführten Messungen aufgrund einer schlechten Signalqualität aus. Aufgrund der, in mehreren Studien publizierten Tatsache, dass nur Daten mit einem Signalqualitätsindex von über 80% aussagekräftig sind, wurden die Daten mit einem SQI unter 80% und einem SQI über 80%,gegenübergestellt (siehe. Abbildung 17. Und Tabelle 4). Tabelle 4: Cardiac Output der fünften, zehnten und fünfzehnten Minute mit Mittelwerten und Standardabweichungen. Min Cardiac Output Cardiac Output mit Schlagvolumen gesamt (ml/kg/min) Schlagvolumen SQI > 80% gesamt SQI > 80% (ml/kg) (ml/kg) (ml/kg) 5 190 ± 51 183 ± 46 1,23 ± 0,29 1,19 ± 0,29 10 177 ± 38 167 ± 31 1,18 ± 0,23 1,14 ± 0,19 15 171 ± 38 177 ± 39 1,13 ± 0,26 1,19 ± 0,24 47 Abbildung 17: Vergleich der Mittelwerte und Standardabweichungen des Cardiac Output-Verlaufs mit SQI < 80% vs. SQI > 80%. mit 3.4.1.Cardiac Output Bei Vergleich der Minute fünf, zehn und fünfzehn durch einfaktorielle AnovaTestung, konnte kein signifikanter Unterschied des Cardiac Outputs über eine Beobachtungsdauer von jeweils einer Minute festgestellt werden (siehe Abbildung 18.). Abbildung 18: Verlauf des Cardiac Output während der ersten 15 Lebensminuten. Abgebildet sind Mittelwerte und Standradabweichungen. 3.4.2. Schlagvolumen (SV) Beim Vergleich der mittleren Schlagvolumina untereinander konnte kein signifikanter Unterschied festgestellt werden. Ein Anstieg der Mittelwerte ist in der Graphik zwischen vierter und sechster Minute zu erkennen. Aufgrund der geringen Fallzahl innerhalb der ersten sechs Minuten, kann kein statistisch signifikanter Unterschied nachgewiesen werden (siehe Abbildung 19). Abbildung 19: Verlauf des Schlagvolumens in den ersten 15 Lebensminuten. Abgebildet sind Mittelwerte und Standardabweichungen. 48 3.4.3.Thoracic Fluid Content (TFC) Beim Vergleich des mittleren Thoracic Fluid Contents untereinander konnte kein signifikanter Unterschied festgestellt werden. Ein Abfall der Mittelwerte ist in der Graphik von 1. Minute bis zur 15. Minute zu erkennen. Der scheinbare Anstieg des Mittelwerts in Minute 7 ist vermutlich auf die geringe Fallzahl in diesem Zeitbereich zurückzuführen (siehe Abbildung 20). Abbildung 20: Verlauf des Thoracic Fluid Content in den ersten 15 Lebensminuten. Dargestellt sind Mittelwerte und Standardabweichungen. 3.4.4.Vergleich Kinder mit und ohne Atemunterstützung Es wurden die Werte des Schlagvolumens, Cardiac Output und des Thoracic Fluid Contents aller Neugeborenen mit den Werten der vier mit Atemunterstützung verglichen. Abbildung 21: Vergleich des Cardiac Output-Verlaufs mit und ohne Atemunterstützung. Dargestellt sind Mittelwerte und Standardabweichungen. 49 Diese Daten werden nur deskriptiv präsentiert. Aufgrund der Kleinheit der Gruppe mit Atemunterstützung wurde auf weitere Berechnungen verzichtet. Dabei zeigte sich, dass die Mittwerte beider Gruppen eng beieinander lagen (siehe Abbildungen 21, 22 und 23). Abbildung 22 : Vergleich des SV-Verlaufs mit und ohne Atemunterstützung. Dargestellt sind Mittelwerte und Standardabweichungen. Abbildung 23: Vergleich des TFC-Verlaufs mit und ohne Atemunterstützung. Dargestellt sind Mittelwerte und Standardabweichungen. 50 3.5. NIRS-Messergebnisse Mittels einfaktorieller Anova konnte, zwischen der ersten, sechstens, achten und 15ten Minute ein signifikanter Unterschied festgestellt werden. In folgender Grafik (Abbildung 24) wurde der Verlauf der arteriellen Sättigung im Vergleich zum Verlauf der zerebralen Gewebssättigung dargestellt. Dabei zeigte sich, nebenkontinuierlich höheren arteriellen Sättigungswerten, dass die zerebrale Sättigung ab der siebten Minute gleich bleibt, während die arterielle Sättigung bis zur 10. Minute steigt. Abbildung 24: Vergleich des Tissue Oxygenation Index (TOI) und der peripheren Sauerstoffsättigung (SpO2) in den ersten 15 Lebensminuten. Dargestellt sind Mittelwerte und Standardabweichungen. 51 4. DISKUSSION Unmittelbar nach der Geburt kommt es im Rahmen der postnatalen Adaptation zu Veränderungen im kardiovaskulären und respiratorischen System des Neugeborenen. Die Veränderungen der Sauerstoffversorgung können mithilfe der Pulsoxymetrie, welche die arterielle Sättigung, und Mithilfe der Nahinfrarot Spektroskopie, welche die regionale Gewebssättigungen misst, dargestellt werden. Bis heute gibt es jedoch nur begrenzte Möglichkeiten zur Beurteilung der hämodynamischen Parameter des Neugeborenen. Die einzige routinemäßig bis jetzt häufig verwendete Methode zur Beurteilung der neonatalen Hämodynamik stellt die Echokardiographie dar. Jedoch ist diese Methode durch diskontinuierliche Anwendbarkeit limitiert. Daher wäre der Einsatz der NICOM Monitore gerade zur Beurteilung eines Neugeborenen aufgrund der Möglichkeit zur kontinuierlichen Messung und der Nichtinvasivität ein großer Fortschritt im Bereich der Versorgung unmittelbar nach der Geburt. In dieser Studie wurde Nichtinvasives Cardiac Output Monitoring (NICOM) zum ersten Mal kontinuierlich in den ersten 15 Lebensminuten eingesetzt um die Hämodynamik zu verfolgen. Die Genauigkeit, beziehungsweise Aussagekraft der NICOM-Werte konnten schon in einigen Studien, in denen verschiedene Cardiac Output-Messmethoden mit dem nicht invasiven Monitoring verglichen wurden, gezeigt werden. Heerdt et al. zeigten in ihrer Studie bei Hunden eine gute Übereinstimmung bei Messung der Änderung des aortalen Blutflusses mittels invasiven Sonde und NICOM. Bei insgesamt 516 Messungen betrug die Differenz des LVO 63 ±- 38 ml, mit einer Präzision von 6,1% (61). Squara et al. konnten, bei 20 Patienten nach herzchirurgischem Eingriff, eine Korrelation zwischen der NICOM Messung der Puls Kontur Analyse (PICCO PC) und der damit gekoppelten Thermodilution (PICCO TD) bei Erwachsenen Patienten feststellen. Die Cardiac Output Werte betrugen bei NICOM 5,0 ± 1,2 l/min, bei PICCO PC 4,7 ± 1,4 l/min und bei PICCO TD 4,6 ± 1,3 l/min, der Korrelationskoeffizient betrug R = 0.62. (62). 52 Keren et al. fanden bei untersuchten Schweinen eine Korrelation des Cardiac Output mit gemessen mittels Cardiopulmonary-Bypass Pumpe und NICOM mit einem Korrelationskoeffizienten von R = 0,87. Jedoch wichen die Werte bei ihnen bei starkem Blutfluss und starken Temperaturänderungen deutlich voneinander ab (33). Weisz et al. zeigten in ihrer Studie an 10 Neugeborenen die Übereinstimmung der NICOM Methode mit der Echokardiographie. Die Mittelwerte des durch NICOM ermittelten Schlagvolumen und linksventrikulärem Cardiac Output (LVO) waren mit 2,6 ml und 400 ml/min niedriger als bei der Echokardiographie mit 3,8 ml und 559 ml/min. Jedoch fanden sie eine gute Korrelation mit R=0,95 und p<0,001 zwischen den zwei Methoden (27). Ballestero et al. zeigten einen signifikanten Unterschied des Cardiac Index (CI), bei der nichtinvasiven Messmethode zwischen Kindern unter 10 kg mit einem CI von 1,9 ± 0,73 l/min/1,73m2, Kindern zwischen 10-20 kg mit einem CI von 2,07 ± 0,7 l/min/1,73m2 und Kindern über 20 kg mit einem CI von 3,7 ± 0,8 l/min/1,73m2. Der normale CI beträgt 4 l/min/m2. Sie stellten fest, dass nur bei Kindern über 20 kg die Werte mit den Normwerten von nichtinvasiven Messmethoden vergleichbar waren, weshalb ein Kalibrieren der NICOM Geräte für kleinere Kinder notwendig ist (23). Der in unserer Studie eingesetzte Aesculon Monitor ist auch für kleinere Schlagvolumina vorgesehen und deshalb auch zur Anwendung an Neugeborenen zugelassen. Die Electrical Velocimetry schätzt, das SV in ml/kg, basierend auf dem mittleren Geschwindigkeitsindex, der Blutflusszeit und der Körpermasse ab. Die Berechnung der Körpermasse der Neugeborenen basiert auf vorliegenden Daten, die durch Einschätzung des Cardiac Output von 50 Früh-und Reifgeborenen mit einem Gewicht von 0,5 - 4 kg gewonnen wurden (20). Rodriquez et al. konnten in ihrer Studie zeigen, dass bei Neugeborenen der mittels Aesculon ermittelte Cardiac Output gut mit dem Gewicht, der Körperoberfläche und dem Body Maß Index mit R= 0.77, p < 0.0001.korreliert (63). Spar et. al. verglichen bei 44 Kindern die Methode der Thermodilution mit NICOM Messung mittels Aesculon Monitor. Sie fanden dabei eine signifikante Korrelation mit R=0,89 und p<0,001. Cardiac Output (Termodilution betrug) 3,66 ± 1,7 l/min und Cardiac Output (EV) 3,44 ± 1,71 l/min (64). 53 Noori et al. verwendeten ebenfalls denselben Monitor. Sie untersuchten, den Unterschied zwischen linksventrikulärem Cardiac Output, gemessen mittels Echokardiographie und Electrical Velocimetry bei 20 gesunden Neugeborenen während der ersten zwei postnatalen Tage. Sie konnten eine Korrelation mit p=0.7, zwischen dem durchschnittlichen LVO (Echokardiographie) mit 538 ± 105 ml/min und LVO (EV) mit 534 ± 105 ml/min zeigen. (20). Ein wichtiges Kriterium bei der Auswertung und Aussagekraft von NICOM Daten ist der Signalqualitätsindex SQI. Noori et al. erwähnten in ihrer Studie, dass die Daten nur ab einer Signalqualität größer 80% akzeptierbar sind. Der SQI dient als Hinweis für die Signalstärke während mehrerer kardialer Zyklen (20). Sie verwendeten ein Aufzeichnungsintervall von 10 Sekunden, weshalb wir auch das Aufzeichnungsintervall von 10s gewählt haben. Insgesamt wurden 422 einzelne Daten aufgezeichnet, von denen nur 116 einem SQI von über 80% entsprachen. Daher sind nach Literatur nur 27,5% der erhobenen Daten aussagekräftig. Beim Vergleich der Cardiac Output Daten mit SQI von über 80% zu allen zeigte sich eine Tendenz zu kleineren Standardabweichungen. Dauerhaft eine gute Signalqualität zu sichern ist aufgrund der postnatalen Umstände schwer zu bewerkstelligen. Bewegung des Neugeborenen, Schreien, die Sauberkeit des Neugeborenen und dadurch die mangelnde Haftung der Elektroden, stellen eine Herausforderung dar. Keren et al. erwähnten in ihrer Studie, dass die NICOM Messung durch Patientenbewegungen, sowie wechselhafte Umgebung und Feuchtigkeit stark beeinflusst werden kann. Grollmuss et al. beschrieben in ihrer Vergleichsstudie zwischen EV und Echokardiographie, dass auch die Elektrodenqualität- und Platzierung für die Genauigkeit der NICOM ausschlaggebend sind (14). Rodriquez et al. untersuchten die Anwendbarkeit des Aesculon Monitors am Patienten, die Akzeptanz des Gerätes durch die Patienten und die Einfachheit der Anwendung. Sie fanden, dass das Anbringen der Elektroden keine Probleme 54 darstellte, gut von den Neugeborenen toleriert wurde und die Anwendung leicht zu handhaben war. Es gab keine Komplikationen während der Messungen. Zusätzlich konnten sie eine gute Reproduzierbarkeit der Daten und eine InterObserver Variabilität von einer Variabilität unter 0,5% zeigen (63). Beim Verlauf der Herzfrequenz zeigte sich wie in den Resultaten beschrieben ein Abweichen der mittels Pulsoxymeter und Aesculon-Monitor gemessenen Werte in den ersten drei Minuten. Danach gibt es nur einen geringen Unterschied zwischen den Messwerten, wobei die HF gemessen mittels Pusoxymeter kontinuierlich höher zu sein scheint. Anhand der Perzentilen von Dawson et al. ist mit einem Anstieg der Herzfrequenz in den ersten Lebensminuten zu rechnen. Diese Perzentilen wurden mittels Pulsoxymeter erstellt (65). Die Daten unserer Pulsoxymetrie Messungen entsprechen dieser Literatur. Lediglich Vonderen et al. beschrieben einen konstanten Verlauf der Herzfrequenz (66). Betrachtet man die Messgenauigkeit beider Instrumente muss den Daten der Pulsoxymetrie der Vorzug gegeben werden. Aufgrund der höheren Herzfrequenz der NICOM Messung zu Minute drei muss die Berechnung des Cardiac Output mit Vorsicht betrachtet werden. In dieser Studie ist kaum eine Veränderung des Cardiac Outputs während der ersten 15 Minuten zu erkennen. Die Mittelwerte der fünften, zehnten und fünfzehnten Minute sind mit erhobenen Werten anderer Studien vergleichbar (66),(20). Vonderen et al. beschrieben, dass sich der Cardiac Output über die Zeit nicht verändert (66). Noori et al. hingegen konnten einen Anstieg innerhalb der ersten 20 Minuten zeigen (20). Unsere Cardiac Output Werte veränderten sich kaum über die ersten 15 Lebensminuten. Die Mittelwerte des Schlagvolumens in der fünften, zehnten und fünfzehnten Minute verhielten sich ähnlich der in der Literatur beschriebenen Werte (66),(20). Der initiale Verlust an Schlagvolumen basiert darauf, dass nach dem Abnabeln des Kindes, der von der Plazenta zum Herzen strömende Rückfluss wegfällt. Das Kind erfährt dadurch eine relative Hypovolämie (65). 55 Wie in der Einleitung beschrieben, nimmt man an, dass Neugeborene aufgrund eingeschränkter Kontraktilität des Myokards den Cardiac Output nicht über Änderungen des Schlagvolumens steigern können. Vonderen et. al. konnten jedoch bei fetalen Schafen zeigen, dass die Adaptation des Schlagvolumens möglich ist, es sich jedoch um keinen signifikanten Anstieg handelt. Für den Thoracic Fluid Content (TFC) bei Neugeborenen gibt es noch keine Vergleichsstudien. Der TFC spiegelt den totalen intra-und extravaskulären Flüssigkeitsgehalt der Thoraxhöhle wieder (49). Graphisch kann man erkennen, dass der TFC bei uns von Minute eins bis fünfzehn absinkt, was mit einem Anstieg der Impedanz einhergeht. Zusätzlich zum Verlauf der hämodynamischen Parameter wurden alle Werte, mit den Werten der vier atemunterstützten Neugeborenen verglichen. Hierbei wurden jedoch alle Daten verwendet, nicht nur die mit SQI über 80%, da die vier beatmeten Neugeborenen keinen SQI über 80% aufwiesen. Beim Vergleich der Mittelwerte von Cardiac Output, SV und TFC der gesamten Patienten mit den Werten der vier Beatmeten Neugeborenen konnte kaum ein Unterschied erkannt werden. Die Aussagekraft dieser Abbildungen (siehe Abbildung 21, 22 und 23) ist aufgrund der geringen Fallzahl beschränkt. In einer früheren Studie konnten Keren et al. eine starke Empfindlichkeit des NICOM Systems gegenüber Positive End Expiratory Pressure- (PEEP) Beatmung feststellen. Bei initialem Cardiac Output von 6,6 l/min und Applikation von 15 mmHg PEEP sank das NICOM Signal innerhalb weniger Minuten auf 4 l/min ab und erlangte nach Reduktion des PEEP wieder seinen Ausgangswert (33). Squara et al. zeigten bei ihrem Vergleich von NICOM, Puls Kontur Analyse und Thermodilution ein Absinken aller Cardiac Output Werte bei PEEP Anwendung. Die NICOM Werte sanken um 33 ± 12% die der PC Analyse um 31 ± 14% und die der Thermodilution um 32 ± 13%, wobei das Absinken nach 3 Minuten einsetzte (62). Unsere Werte wichen erst ab der achten Minute um circa 10% ab. TOI und SPO2 verhalten sich wie in der Literatur schon gezeigt (58), (18). 56 Urlesberger et al. beschrieben, dass Cardiac Output und TOI vom venösen Rückfluss und dem Shunt durch den Ductus arteriosus abhängen. Die Sauerstoffzulieferung hängt vom Sauerstoffgehalt und dem Cardiac Output ab (18). In ihrer tierexperimentellen Studie zeigten Crossley et al., dass sich die Blutflussrichtung über den Ductus arteriosus unmittelbar nach der Geburt rasch dreht. (von rechts-links nach links-rechts). Weiters zeigten sie, dass es durch das Abnabeln von der Plazenta zu einer Reduktion der Vorlast kommt. In dieser Phase war die Flussumkehr im Ductus wichtig um diesen Vorlastverlust zu kompensieren. Sie zeigten dass in der fünften Lebensminute das Shunt Volumen über den Ductus arteriosus bis zu 50% zum Cardiac Output beitrug (7). Bhatt et al. zeigte in seiner Arbeit ebenfalls, dass bei frühzeitigem Abnabeln, 30-50 Prozent des Cardiac Output, die als venöser Rückfluss der Plazenta zum Herzen fließen, fehlen und es dadurch zu massiven Cardiac Output Veränderungen kommen kann, wodurch auch die zerebrale Sättigung beeinträchtigt wird. Spätes Abnabeln, wie vom International Liaison Commitée on Resuscitation 2010 empfohlen, verbessert die kardiovaskulären Funktionen und zerebrale Sättigung, da es dem Neugeborenen ermöglicht zuerst die PBF zu erhöhen, bevor der Rückstrom aus der Plazenta sistiert. (12) Zusammenfassend zeigte dich, dass das nicht invasive Cardiac Output Monitoring ein geeignetes Mittel zur Erfassung hämodynamischen Veränderungen während der Adaptationsphase ist. Die Anwendung wurde gut von den Neugeborenen toleriert, jedoch war es schwierig in diesem Setting eine gute Datenqualität zu gewährleisten. 57 Literaturverzeichnis 1. Gahr M, Speer C. Pädiatrie: Mit 423 Tabellen. 3., vollst. neu bearb. Aufl. Heidelberg: Springer; 2009. (Springer-Lehrbuch). 2. Boye SH, Schäfer R, editors. Klinikleitfaden Anästhesie: [mit dem Plus im Web ; Zugangscode im Buch]. 6. Aufl. München: Elsevier, Urban & Fischer; 2010. 3. Sitzmann FC, Bartmann P. Pädiatrie: 300 Tabellen. 3., überarb. und erw. Aufl. Stuttgart: Thieme; 2007. (Duale Reihe). 4. Pocock G, Richards CD, Richards DA. Human physiology: The Basis of Medecine [Fetal and neonatal Physiology]. 3th ed. New York: Oxford University Press; 2006. 5. Martin RJ, Fanaroff AA, Walsh MC. Fanaroff and Martin's neonatal-perinatal medicine: Diseases of the fetus and infant [Delivery Room resuscitation (Bloom)]. 6. ed. St. Louis, Mo: Elsevier; 1997. 6. Murphy PJ. The fetal circulation. 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