Gleichzeitige Messung des Herzzeitvolumens und der regionalen

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. Continuing Education in Anaesthesia, Critical
Care & Pain 2005 [cited 2014 Jan 7]; 5(4):107–12.
7. Crossley KJ, Allison BJ, Polglase GR, Morley CJ, Davis PG, Hooper SB.
Dynamic changes in the direction of blood flow through the ductus arteriosus at
birth. J. Physiol. (Lond.) 2009; 587(Pt 19):4695–704.
8. Sharma A, Ford S, Calvert J. Adaptation for life: a review of neonatal
physiology. Anaesthesia & Intensive Care Medicine 2011; 12(3):85–90.
9. Rabi Y, Yee W, Chen SY, Singhal N. Oxygen saturation trends immediately
after birth. J. Pediatr. 2006; 148(5):590–4.
10. Jöhr M, editor. Kinderanästhesie. 5., überarb. Aufl. München: Urban & Fischer;
2001.
11. American Academy of pediatrics. International Guidelines for Neonatal
Resuscitation: An Excerpt From the Guidelines 2000 for Cardiopulmonary
Resuscitation and Emergency Cardiovascular Care: International Consensus on
Science. PEDIATRICS 2000; 106(3):e29.
12. Bhatt S, Alison BJ, Wallace EM, Crossley KJ, Gill AW, Kluckow M et al.
Delaying cord clamping until ventilation onset improves cardiovascular function at
birth in preterm lambs. The Journal of Physiology 2013:no.
13. Harnack Gv. Kinder- und Jugendmedizin: Mit 154 Tabellen ; [jetzt neu mit
Fallquiz]. 13., vollst. aktualisierte Aufl. Heidelberg: Springer-Medizin-Verl.; 2007.
(Springer-Lehrbuch).
14. Grollmuss O, Demontoux S, Capderou A, Serraf A, Belli E. Electrical
velocimetry as a tool for measuring cardiac output in small infants after heart
surgery. Intensive Care Med 2012; 38(6):1032-9.
58
15. Thavasothy M, Broadhead M, Elwell C, Peters M, Smith M. A comparison of
cerebral oxygenation as measured by the NIRO 300 and the INVOS 5100 NearInfrared Spectrophotometers. Anaesthesia 2002; 57(10):999–1006.
16. Lima A, Bakker J. Noninvasive monitoring of peripheral perfusion. Intensive
Care Med 2005; 31(10):1316–26.
17. Owen-Reece H, Smith M, Elwell CE, Goldstone JC. Near infrared
spectroscopy. Br J Anaesth 1999; 82(3):418–26.
18. Urlesberger B, Grossauer K, Pocivalnik M, Avian A, Müller W, Pichler G.
Regional oxygen saturation of the brain and peripheral tissue during birth transition
of term infants. J. Pediatr. 2010; 157(5):740–4.
19. Schulte am Esch, Jochen. Anästhesie: Intensivmedizin, Notfallmedizin,
Schmerztherapie ; 217 Tabellen. 4., aktualis. Aufl. Stuttgart: Thieme; 2011. (Duale
Reihe).
20. Noori S, Drabu B, Soleymani S, Seri I. Continuous non-invasive cardiac output
measurements in the neonate by electrical velocimetry: a comparison with
echocardiography. Archives of Disease in Childhood - Fetal and Neonatal Edition
2012; 97(5):F340.
21. Dorothee Weber-Weigand. Herzminutenvolumen nach dem Fickschen
Prinzip.: Vergleich von zwei Methoden in Ruhe und unter Belastung [Dissertation].
Würzburg: Bayrische Julius-Maximilians-Universität Würzburg; 2007.
22. Reuter DA, Goetz AE. Messung des Herzzeitvolumens. Anaesthesist 2005;
54(11):1135–53.
23. Ballestero Y, López-Herce J, Urbano J, Solana MJ, Botrán M, Bellón JM et al.
Measurement of cardiac output in children by bioreactance. Pediatr Cardiol 2011;
32(4):469–72.
24. Larsen R. Anästhesie und Intensivmedizin in Herz-, Thorax- und
Gefässchirurgie. 7. aktualisierte und überarbeitete Aufl. Heidelberg: Springer
Medizin; 2009.
25. Duale Reihe. Anästhesie.
27. Weisz DE, Jain A, McNamara PJ, EL-Khuffash A. Non-Invasive Cardiac
Output Monitoring in Neonates Using Bioreactance: A Comparison with
Echocardiography. Neonatology 2012; 102(1):61–7.
28. Prof. Dr. H. Jäger. Experimentalphysik 2: Skriptum zur Vorlesung [24.
Auflage]. Technische Universität Graz; 2000.
29. Impedanz. Available from: URL:http://de.wikipedia.org/wiki/Impedanz.
30. Kleinman CS, Seri I. Hemodynamics and cardiology: Neonatology questions
and controversies. 2nd ed. Philadelphia, PA: Elsevier/Saunders; 2012.
(Neonatology questions and controversies).
31. Markus Osypka. Electrical Cardiometry: An Introduction to Electrical
Cardiometry™; 12 Jänner 2009.
59
32. Malmivuo J, Plonsey R. Bioelectromagnetism: Principles and applications of
bioelectric and biomagnetic fields. New York: Oxford Univ. Press; 1995.
33. Keren H, Burkhoff D, Squara P. Evaluation of a noninvasive continuous
cardiac output monitoring system based on thoracic bioreactance. AJP: Heart and
Circulatory Physiology 2007; 293(1):H583.
34. Osypka Medical. Aesculon: Window to the circulation [Instruction for Use];
2011.
35. Jöbsis FF. Noninvasive, infrared monitoring of cerebral and myocardial oxygen
sufficiency and circulatory parameters. Science 1977; 198(4323):1264–7.
36. Edwards AD, Richardson C, van der Zee, P, Elwell C, Wyatt JS, Cope M et al.
Measurement of hemoglobin flow and blood flow by near-infrared spectroscopy. J.
Appl. Physiol. 1993; 75(4):1884–9.
37. Hamaoka T, McCully KK, Quaresima V, Yamamoto K, Chance B. Nearinfrared spectroscopy/imaging for monitoring muscle oxygenation and oxidative
metabolism in healthy and diseased humans. J Biomed Opt 2007; 12(6):62105.
38. Wray S, Cope M, Delpy DT, Wyatt JS, Reynolds EO. Characterization of the
near infrared absorption spectra of cytochrome aa3 and haemoglobin for the noninvasive monitoring of cerebral oxygenation. Biochim. Biophys. Acta 1988;
933(1):184–92.
39. Rolfe P. In vivo near-infrared spectroscopy. Annu Rev Biomed Eng 2000;
2:715–54.
40. Cope M, Delpy DT, Reynolds EO, Wray S, Wyatt J, van der Zee, P. Methods
of quantitating cerebral near infrared spectroscopy data. Adv. Exp. Med. Biol.
1988; 222:183–9.
41. Ferrari M, Binzoni T, Quaresima V. Oxidative metabolism in muscle.
Philosophical Transactions of the Royal Society B: Biological Sciences 1997;
352(1354):677–83.
42. Clare Elwell Jem Hebden. Near infrared Spectrosyopy: University College
London. Available from:
URL:www.medphys.ulc.ac.uk/research/borl/research/NIR_topics/nirs.htm.
43. Hollis VS, Binzoni T, Delpy DT, Chance B, Alfano RR, Tromberg BJ et al. In:
BiOS 2001 The International Symposium on Biomedical Optics: SPIE; 2001. p.
470–81 (SPIE Proceedings).
44. Wolfberg AJ, du Plessis, Adré J. Near-infrared spectroscopy in the fetus and
neonate. Clin Perinatol 2006; 33(3):707-28, viii.
45. Schwarz G, Litscher G. Transcranial cerebral oximetry, transcranial Doppler
sonography, and heart rate variability: useful neuromonitoring tools in anaesthesia
and intensive care? EJA 2002; 19(08):543.
60
46. Beauvoit B, Evans SM, Jenkins TW, Miller EE, Chance B. Correlation between
the light scattering and the mitochondrial content of normal tissues and
transplantable rodent tumors. Anal. Biochem. 1995; 226(1):167–74.
47. Steinbrink Jens. Nahinfrarotspektroskopie am Kopf des Erwachsenen mit
Pikosekunden Zeitauflösung [Dissertation]. Berlin: Freie Universität Berlin; 2000.
48. Nagdyman Nicole. Neuromonitoring mittels Nah Infrarot Spektroskopie und
biochemischer Parameter im Kindesalter [Habilitation]. Berlin: Charité; 2008.
49. Sanidas EA, Grammatikopoulos K, Anastasiadis G, Papadopoulos D,
Daskalaki M, Votteas V. Thoracic fluid content and impedance cardiography: a
novel and promising noninvasive method for assessing the hemodynamic effects
of diuretics in hypertensive patients. Hellenic J Cardiol 2009; 50(6):465–71.
50. Chandrasekhar S. Radiative transfer. New York: Dover Publications; 1960.
51. Firbank M, Arridge SR, Schweiger M, Delpy DT. An investigation of light
transport through scattering bodies with non-scattering regions. Phys Med Biol
1996; 41(4):767–83.
52. Delpy DT, Cope M, van der Zee, P, Arridge S, Wray S, Wyatt J. Estimation of
optical pathlength through tissue from direct time of flight measurement. Phys Med
Biol 1988; 33(12):1433–42.
53. Wolf M, Ferrari M, Quaresima V. Progress of near-infrared spectroscopy and
topography for brain and muscle clinical applications. J Biomed Opt 2007;
12(6):62104.
54. Suzuki S, Takasaki S, Ozaki T, Kobayashi Y, Chance B, Alfano RR et al. In:
BiOS '99 International Biomedical Optics Symposium: SPIE; 1999. p. 582–92
(SPIE Proceedings).
55. Al-Rawi PG, Kirkpatrick PJ. Tissue oxygen index: thresholds for cerebral
ischemia using near-infrared spectroscopy. Stroke 2006; 37(11):2720–5.
56. Binder C, Urlesberger B, Avian A, Pocivalnik M, Müller W, Pichler G. Cerebral
and peripheral regional oxygen saturation during postnatal transition in preterm
neonates. J. Pediatr. 2013; 163(2):394–9.
57. Naulaers G, Meyns B, Miserez M, Leunens V, van Huffel S, Casaer P et al.
Use of tissue oxygenation index and fractional tissue oxygen extraction as noninvasive parameters for cerebral oxygenation. A validation study in piglets.
Neonatology 2007; 92(2):120–6.
58. Urlesberger B, Kratky E, Rehak T, Pocivalnik M, Avian A, Czihak J et al.
Regional oxygen saturation of the brain during birth transition of term infants:
comparison between elective cesarean and vaginal deliveries. J. Pediatr. 2011;
159(3):404–8.
59. Universität Erlangen. Ultraschall (Sonographie): Universität Erlangen.
Available from: URL:http://www.physik.unierlangen.de/lehre/daten/NebenfachPraktikum/Ultraschall.pdf.
61
60. Fritz Michael, Gitter Roland. Transthorakale Echokardiographie bei Kindern
und Jugendlichen: Empfehlungen und Qualitätsstandards in Österreich; 2013.
61. Heerdt PM, Wagner CL, DeMais M, Savarese JJ. Noninvasive cardiac output
monitoring with bioreactance as an alternative to invasive instrumentation for
preclinical drug evaluation in beagles. J Pharmacol Toxicol Methods 2011;
64(2):111–8.
62. Squara P, Rotcajg D, Denjean D, Estagnasie P, Brusset A. Comparison of
monitoring performance of Bioreactance vs. pulse contour during lung recruitment
maneuvers. Crit Care 2009; 13(4):R125.
63. Rodriquez Mitch, Weaver Barbara, Andrew P Boseman. Electrical Cardiometry
in the NICU, is it Feasible?: Department of Pediatrics and Surgery.
64. David S Spar, Julie A. Vincent. Comparison of Noninvasive Measurement of
Cardiac Output, Electrical Velocimetry with Thermodilution Measurement of
Cardiac Output in Children: Columbia University Mediacl Center Department of
Pediatrics.
65. van Vonderen, Jeroen J., Roest AA, Siew ML, Blom NA, van Lith, Jan M.,
Walther FJ et al. Noninvasive measurements of hemodynamic transition directly
after birth. Pediatr Res 2013; 75(3):448–52.
66. van Vonderen, Jeroen J., Roest AA, Siew ML, Walther FJ, Hooper SB, te Pas,
Arjan B. Measuring Physiological Changes during the Transition to Life after Birth.
Neonatology 2014; 105(3):230–42.
67. Luecke T, Pelosi P. Crit Care 2005; 9(6):607.
68. Urlesberger B, Brandner A, Pocivalnik M, Koestenberger M, Morris N, Pichler
G. A left-to-right shunt via the ductus arteriosus is associated with increased
regional cerebral oxygen saturation during neonatal transition. Neonatology 2013;
103(4):259–63.
69. Fehér Tamás. Wechselstromkreis. Available from:
URL:http://fehertamas.com/2010/wechselstromkreis/.
70. Hamamatsu. NIRO-200NX: Near infrared oxygenation monitoring. Available
from: URL:http://www.hamamatsu.com/resources/pdf/sys/e_niro200nx.pdf.
71. Wikimedia, Adrian Curtin, Oxy and Deoxy Hemoglobin Near-Infrared absorption
spectrafrom:
http://commons.wikimedia.org/wiki/File:Oxy_and_Deoxy_Hemoglobin_NearInfrared_absorption_spectra.png
62