Kopie von Stimulation des Herzens mit fokussiertem Ultraschall

Aus der Abteilung Kardiologie und Angiologie der
Medizinischen Hochschule Hannover
Direktor Prof. Dr. med. H. Drexler
Stimulation des Herzens
mit fokussiertem Ultraschall
Dissertation
zur Erlangung des Doktorgrades der Medizin
vorgelegt von Jens Pirr aus Bersenbrück
Gefördert vom Innovationswettbewerb Medizintechnologie des BMBF
Förderkennzeichen: O1EZ0202
Hannover, 2007
2
Angenommen vom Senat der Medizinischen Hochschule Hannover
am 10.04.2007
Gedruckt mit Genehmigung der Medizinischen Hochschule Hannover
Präsident:
Prof. Dr. med. Bitter Suermann
Betreuer:
Prof. Dr. med. M. Niehaus
Referent:
Prof. Dr. med. Jörg Bleck
Korreferent:
Prof. Dr. med. Claus Bossaller
Tag der mündlichen Prüfung: 10.04.2007
Promotionsausschussmitglieder:
Prof. Dr. Hermann Haller
Prof. Dr. Klaus Otto
Prof Dr. Rainer Nustede
3
Meinen Eltern gewidmet
4
Mein besonderer Dank gilt:
•
Herrn Professor Dr. med. M. Niehaus für die freundliche Überlassung des
Themas und die engagierte Förderung dieser Arbeit.
•
Herrn Professor Dr. rer. nat. O. Eick für die Unterstützung bei den Laborarbeiten.
•
Herrn Dr. med. G. Klein für die kritische Beratung bei Fragestellungen aller Art.
•
Meinen Eltern, Manfred und Doris Pirr, für die liebevolle, uneingeschränkte
Unterstützung in 29 Jahren.
•
Mein größter Dank gilt meiner Lebensgefährtin Sabine Baeßler, die mich stets
motivieren konnte, viel Geduld mit mir aufgebracht hat und mein Leben so
bereichert.
•
Meinen Freunden Julia Donnerberg und Dr. med. J. Dingemann
•
Herrn Professor Dr. med. H. Drexler für die Förderung der Promotion
5
Inhaltsverzeichnis
1 Einleitung
08
1.1 Fragestellung
08
1.2 Historie der Ultraschalltechnologie
11
1.3 Historie der Schrittmachertechnologie
15
2 Material und Methoden
21
2.1
21
Vorversuch im Akutexperiment
2.1.1 Material
21
2.1.1.1 Technisches Material für die Ultraschallstimulation
21
2.1.1.1.1 Technische Daten
22
2.1.2 Methoden
25
2.2
26
Beating heart-Modell modifiziert nach Langendorff
2.2.1 Material
26
2.2.1.1
System
26
2.2.1.2
Schweineherz-Präparate
27
2.2.1.3
Aufbau der Perfusionsapparatur
27
2.2.1.3.1
Blutkreislauf
29
2.2.1.3.2
Dialysatkreislauf
30
2.2.1.3.3
Wärmekreislauf
30
2.2.1.4
Komponenten
31
6
2.2.1.5
Verwendete Lösungen
32
2.2.1.5.1
Dialysat
33
2.2.1.5.2
Kardioplegielösung
33
2.2.1.5.3
Natriumcitratlösung
34
2.2.1.6
Chemische Substanzen
34
2.2.1.7
Blutgasanalyse und Oxymetrie
35
2.2.1.8
Atraumatische Messung des Gewebs-pO2 im Myokard
35
2.2.1.9
Defibrillator und Schrittmacher
36
2.2.1.10
Equipment für die EKG-Messung
37
2.2.2 Methoden
38
2.2.2.1
Vorbereitung der Perfusionslösung
38
2.2.2.2
Organpräparation
38
2.2.2.3
Monitoring
43
2.2.2.4
Ultraschallstimulation
44
2.2.2.5
Temperaturmessungen
44
2.2.2.6
Datenanalyse
45
3 Ergebnisse
46
3.1
Ergebnisse des Akutexperiments in vivo
46
3.2
Ergebnisse des Beating-heart-Versuchsaufbaus (in-vitro)
47
3.2.1 Relevante Laborparameter
52
3.2.2 Tabellarische Darstellung der notwendigen Applikationen und
55
Organparameter
3.2.3 Ergebnis der Temperaturmessungen
59
7
3.2.4 Makroskopische und histologische Untersuchung
67
3.2.4.1 Makroskopische Analyse
67
3.2.4.2 Mikroskopische Analyse
67
4 Diskussion
73
4.1.
Stimulation mit fokussierten Ultraschallpulsen
74
4.2
Temperatureffekte
76
4.3.
Effekte auf die feingewebliche Struktur des Myokards
78
4.4
Limitationen
79
4.5
Ausblick
80
5 Zusammenfassung
82
6 Anhang
84
7 Literaturverzeichnis
88
8
1
1.1
Einleitung
Fragestellung
Dass Muskelzellen elektrisch erregbar sind, wurde erstmals im späten achtzehnten
Jahrhundert beschrieben. So zeigte Luigi Galvini im Jahr 1790, dass sich das Bein
eines toten Frosches durch elektrische Stimulation zur Kontraktion anregen lässt und
veröffentlichte diese Beobachtung in seiner Arbeit „De viribus electricitatis in motu
musculari“ (Abb.1). Diese Entdeckung stellt bis heute die Grundlage für die
Entwicklung von elektrischen Stimulationsgeräten für das Herz dar.
Abb. 1: Deckblatt der Dissertation Luigi Galvanis „De viribus electricitatis in motu musculari“
9
Abb. 2: Luigi Galvini regt ein Froschbein zur Kontraktion an (1790)
Aus: De Viribus Electricitatis in Motu Musculari Commentarius
1957 wurde der erste mobile batteriebetriebene Herzschrittmacher vorgestellt. 1960
implantierte man den ersten permanenten Herzschrittmacher.
Seither wurde diese Technologie ständig verbessert, so dass die Implantation eines
Herzschrittmachers
heute
die
Therapie
der
Wahl
bei
rezidivierenden
symptomatischen Bradyarrythmien (langsame Herzfrequenz <50/min mit Schwindel
oder Synkopen) darstellt.
Moderne Schrittmachersysteme (Abb.5, S. 15) bestehen aus einem Gehäuse,
welches die Schrittmacherelektronik und die Batterie enthält, sowie einer
Schrittmacherelektrode, die meist über die Vena subclavia in das rechte Herz
vorgeschoben und dort je nach Indikation in das Vorhofmyokard geschraubt oder im
Apex des rechten Ventrikels dauerhaft verankert wird (Abb.3, S. 9 sowie Abb.9, S.
19). Über diese Elektrode kann bei Bedarf oder in regelmäßigen Abständen ein
elektrischer Impuls abgegeben werden, welcher zu einer Depolarisation und
Kontraktion des Arbeitsmyokards führt.
10
Neben der permanenten Stimulation kann in bestimmten Situationen eine
notfallmäßige Stimulationstherapie erforderlich werden. Hierzu ist die Anlage einer
passageren Schrittmachersonde vonnöten, was vor allem außerhalb entsprechend
ausgerüsteter klinischer Einrichtungen schwierig sein kann. Eine externe Stimulation
ist aufgrund der erheblichen Schmerzen durch die Stimulationsimpulse nur unter
Narkose möglich.
Abb.
3:
Schemazeichnung
der
Schrittmacher- und Elektrodenlage
Aus:
Internetportal
der
U.S.
National library of medicine
Neben der elektrischen Stimulation kann das Myokard auch durch mechanische
Reize zur Kontraktion angeregt werden. So zeigten Dalecki et al. 1993 [1], dass
durch die Applikation von fokussierten Ultraschallpulsen am Herzen des Frosches
regelmäßige ventrikuläre Extrasystolen induziert werden können. Die Stimulation
eines Säugetierherzens mit Ultraschallpulsen wurde bislang noch nicht beschrieben.
Da Schallwellen im Gegensatz zur elektrischen Energie an jede beliebige
Lokalisation des Körpers fokussiert werden können, erscheint eine Stimulation des
Herzens von außen mittels Ultraschall denkbar. Daher untersucht diese Arbeit die
Effekte von hochintensiven Ultraschallpulsen auf das Herz als eine potentiell neue
Methode für kontaktfreie und nichtinvasive kardiale Stimulation.
11
1.2
Historie der Ultraschall-Technologie
Obwohl der Ultraschall bereits im frühen neunzehnten Jahrhundert entdeckt wurde,
hat seine Verwendung in der Medizin eine vergleichsweise kurze Geschichte.
Die ursprüngliche Nutzung beschränkte sich als SONAR (Sound Navigation And
Ranging) fast ausschließlich auf militärische Anwendungen. Bereits im Jahre 1877
beschrieb J. W. Strutt die Grundlagen, auf denen die heutige Ultraschalltechnologie
basiert [2].
Vorläufer der SONAR-Forschung gehen zurück bis in das Jahr 1838. Damals
versuchte Bonnycastle, den Grund des Ozeans per Schall zu vermessen, um damit
die Verlegung von Telegraphenverbindungen und die Schiffsnavigation zu erleichtern
[3].
Die medizinische Fachwelt wurde erstmals Ende der 30er Jahre des 20.
Jahrhunderts auf den Ultraschall aufmerksam. Die Brüder Karl Theodor und
Friederich Dussik verwendeten Ultraschall in der Neuropathologie [4 ,5]. Sie setzten
einen 1,5 MHz –Transmitter ein, um sogenannte „Hyperphonogramme“, Areale
verminderter
Schalldurchlässigkeit,
darzustellen.
Aufgrund
der
von
Dussik
entdeckten unterschiedlichen Schalleigenschaften von tumorösem und gesundem
Gewebe formulierten sie die Hypothese, dass man mittels Ultraschall Hirntumore
diagnostizieren kann. Diese Theorie wurde 1952 von Guttner widerlegt, der zeigen
konnte, dass die von den Dussiks entdeckten Schallunterschiede auf wechselnde
Knochendichten und nicht auf tumoröses Gewebe zurückzuführen waren [6]. 1944
Lynn und Putnam untersuchten 1944 die Nebenwirkungen von Ultraschallapplikation
auf das Gehirn [7] und konnten erhebliche Effekte von temporärer Blindheit bis hin
zum Tod der Versuchstiere zeigen. Die zerstörende Wirkung von intensivem
12
Ultraschall wurde in dieser Zeit noch von anderen Autoren beschrieben, so dass
Ultraschall als neurodiagnostisches Instrument untauglich erschien [5].
Ludwig et al. berichteten erstmals über den diagnostischen Nutzen der Impuls-EchoTechnik zur Differenzierung unterschiedlicher Gewebetypen [8]. Mit dieser Technik
gelang es erstmals, Gallensteine, die in Muskelgewebe und in die Gallenblase von
Hunden implantiert wurden, nachzuweisen.
Ab 1951 verwendeten Wild et al. den Ultraschall erstmals zur Differenzierung
zwischen mechanischem und paralytischem Ileus [9]. Später ließ sich dann auch die
Dicke der Darmwand und deren dreischichtiger Wandaufbau mit Ultraschall
darstellen. Aus seinen Versuchsergebnissen formulierte Wild die These, dass
malignes Gewebe echogener sein muß als benignes Gewebe und äußerte die
Vermutung, dass es möglich sein müsste, gastrointestinale Tumore von definierter
Größe durch Dichtewechsel und fehlendes physiologisches Bewegungsmuster zu
identifizieren [10].
Für diesen Nachweis kam eine A-Mode-Darstellung (siehe
Anhang) mit einen 15 MHz-Schallkopf zur Anwendung.
Später entwickelte Wild eine Ultraschall-Scanning-Methode, mit der Patientinnen auf
Brustkrebs untersucht werden konnten [11]. Mit demselben Gerät gelang es später,
einen Hirntumor in einem Pathologieexzidat eines Patienten nach einer Kraniotomie
zu identifizieren.
Howry fokussierte sich im Gegensatz zu Wild, der sich auf die klinische Anwendung
des Ultraschalls konzentrierte, mehr auf die Verbesserung der vorhandenen
Technologie [12]. 1949 gelang ihm in Zusammenarbeit mit dem Ingenieur Bliss die
Konstruktion des ersten B-Mode-Scanners (siehe Anhang. In den folgenden Jahren
entwickelte Howry mehrere Ultraschallscanner, die jedoch alle noch groß und
unhandlich waren [13].
13
Parallel zu Howry arbeitete Ian Donald in England mit einem handelsüblichen
Ultraschalldetektor, wie er damals zur Materialprüfung verwendet wurde. Mit diesem
Gerät untersuchte er Organe in der Pathologie und war in der Lage, Fibrome von
ovarialen Zysten zu differenzieren [14]. Später entwickelte er mit J. McVicar und T.
Brown den ersten Kontaktscanner (siehe Anhang: contact compound scanner).
Donald veröffentlichte 1958 den wegweisenden Artikel „Investigation of Abdominal
Masses by Pulsed Ultrasound“, in welchem er den Fall einer 64jährigen Patientin mit
abdominellen Schmerzen, Gewichtsverlust und Verdacht auf Aszites beschrieb, bei
der
mit
konventionellen
Untersuchungsmethoden
die
Diagnose
eines
fortgeschrittenen Magenkarzinoms gestellt wurde. Mit seinem Ultraschallgerät
entdeckte er eine zystenähnliche Struktur, die sich nach anschließender Exzision als
benigne muzinöse ovarielle Zyste erwies [15].
In
den
Folgejahren
entdeckte
Donald
noch
viele
Verbesserungen
der
Ultraschalltechnik, z.B. ist er der Erstbeschreiber des biparietalen Durchmessers von
Feten, der noch heute als ein Index für das fetale Wachstum verwendet wird [16].
Leksell et al. verwendeten die so verbesserten Geräte, um bei Patienten mit
Schädelverletzungen epidurale Hämatome nachzuweisen [17]. Bis zur Einführung
der Computertomographie in den 70er Jahren stellte diese ultraschall-basierte
Mittellinien-Enzephalographie die Standarddiagnostik für Patienten mit Schädel-HirnTraumata dar.
Bedeutende Ergebnisse auf dem Gebiet der Echokardiographie lieferten in den
frühen 50er Jahren Inge Edler und Carl Hellmuth Hertz. Hertz konnte mit einem
schon oben beschriebenen Ultraschallgerät zur Metallprüfung in Kontakt mit seiner
Thoraxwand Phänomene beobachten, die in Amplitude und Weite mit seiner
Herzfrequenz übereinstimmten [18]. Spätere Forschungen auf diesem Gebiet führten
1967 zum ersten zweidimensionalen Echtzeit–Herzbild–Wiedergabegerät (real-time-
14
cardiac-imaging-machine) von Hertz und Asberg [19]. Zur selben Zeit gelangen Edler
und Lindström die ersten simultanen M-Mode und intrakardialen Doppler-Aufnahmen
[20].
In den 60er Jahren bestand der limitierende Faktor der Ultraschalltechnologie in der
langsamen
und
aufwendigen
Bildaufbaurate
sowie
in
der
mangelhaften
Bildauflösung. Dies änderte sich entscheidend 1976 mit der Einführung von digitalen
Scannern. Diese waren in der Lage, stabile, reproduzierbare und einfach zu
interpretierende Bilder zu erzeugen und waren damit den herkömmlichen
Kathodenstrahl-oszilloskopen oder analogen Scannern überlegen [21].
Ein bedeutender Wendepunkt war die Entwicklung des automatisch erneuerten
sonographischen Bildes, der Echtzeit-Bildwiedergabe.
Das erste kommerziell vertriebene Echtzeit-Bildwiedergabe-Ultraschallgerät war das
VIDOSON (Siemens Medical System, Iselin, NY). Dieses Gerät wurde 1966 von
Hoffmann und 1968 von Hollander zur differenzierteren Darstellung der weiblichen
Beckenstrukturen verwendet [22].
Abb.
4:
Echtzeit-Bildwiedergabe
mittels
des
VIDOSONs,
entwickelt
vom Ingineur Richard Soldner.
Aus: SIEMENS Pressearchiv
15
Die Entwicklung des VIDOSONs begünstigte weitere technologische Fortschritte wie
z.B. den linearen und phased-array Transducer [23] (siehe Anhang „Array“). In den
70er und 80er Jahren führten vielfache Verfeinerungen und Variationen von
bekannten
Transducerformen
zu
einer
weiteren
Verbesserung
der
Ultraschallbildwiedergabe.
Die Ultraschalltechnologie avancierte zum führenden Diagnostiktool bei Brust-,
Gallengang-, Pankreas-, und Schilddrüsenerkrankungen. Als frühe Pioniere auf
diesem Gebiet gelten Leopold und Doust, Kobayashi, Wagai, Cole-Beuglet und
Stuber [24, 25, 26, 27, 28, 29].
Friday führte Ultraschall zur Lokalisation von intraabdominellen Abzessen ein,
Goldberg benutzte ihn 1970 zur früheren Erkennung von Aszites [30, 31]
Mitte der 80er Jahre stellten viele Studien den Nutzen der Ultrasonographie zur
Bewertung von Thorax, Retroperitoneum und diverser intraabdominaler Organe
heraus [32, 33, 34].
Zusammenfassend kann man festhalten, dass die Einführung des Ultraschalls in die
Diagnostik eine der innovativsten Entwicklungen in der Medizinitechnologie des
vergangenen Jahrhunderts darstellt.
1.3 Historie der Schrittmachertechnologie
Ebenso wie der Ultraschall bildet auch die Schrittmachertherapie des Herzens
heutzutage einen festen Bestandteil des medizinischen Alltags. Die Implantation
eines Schrittmachers stellt heute die Therapie der Wahl bei symptomatischen
Bradykardien dar. Sie ist ein Routineeingriff, der die Lebensqualität und Mortalität der
Patienten immens verbessert. Die Schrittmachertherapie hat in den frühen 60er
16
Jahren Einzug in den klinischen Alltag gehalten und niemand hätte es seinerzeit für
möglich gehalten, dass inzwischen weltweit pro Jahr ca. 350.000 Schrittmacher
implantiert werden. Heutzutage stehen hochmoderne, voll integrierte multisensorielle,
computerprogrammierbare Schrittmacher zur Verfügung, die nicht mehr als 25
Gramm wiegen. Steroidbeschichtete Elektroden sowie die Verwendung von LithiumIonen-Batterien heben die Lebenserwartung eines heute implantierten permanenten
Schrittmachers auf bis zu zehn Jahre an.
Abb. 5: Moderner Schrittmacher der Firma Guidant
INSIGNIA Ultra DR, Dual Chamber, Modell 1290
Aus: www.guidant.com
Die ersten Versuche, die Schlagfrequenz eines menschlichen Herzens mit
elektrischen Impulsen zu erhöhen, datieren zurück in die Mitte des 18. Jahrhunderts.
Charles Kite beschreibt in seinem Essay on the Recovery of the Apparently Dead
aus
dem
Jahre
1788
bereits
eine
spezielle
„Elektrisiermaschine“
für
Reanimationszwecke [35]. In diesem berichtet er über einen selbstkonstruierten
Apparat, mit dem ihm die erfolgreiche Wiederbelebung eines Patienten gelungen
sein soll.
Ende des späten 19. Jahrhunderts verfasste J. A. MacWilliam ein erstes
Kompendium über die theoretischen Möglichkeiten der kardialen Elektrostimulation
[36].
In den 20er und 30er Jahren des letzten Jahrhunderts gelang erstmals die
Umsetzung dieser Theorien in eine effektive Therapie. Unabhängig voneinander
entwickelten Lidwill, Australien und Hyman externe kardiale Schrittmacher für den
17
klinischen Gebrauch. 1929 stellte Lidwill seine mit Wechselstrom betriebene
Apparatur dem Publikum vor. Es war ihm gelungen, ein totgeborenes Kind
erfolgreich
wiederzubeleben
und
so
beschrieb
Herzschrittmachertherapie der Welt. [37,38]
er
die
erste
erfolgreiche
Hyman stellte 1932 den Prototypen
eines Schrittmachers vor [39].
Abb.6: (Hymans Schrittmacher, Nachbau).
Aus: Naspe.org
Im Gegensatz zu Lidwills Maschine, die mit Netzstrom betrieben wurde und das
Einbringen einer Nadel im Ventrikel benötigte, wurde Hymans Gerät mit einer
Handkurbel
angetrieben
und
übertrug
die
Stimulationsimpulse
über
eine
Nadelelektrode. Weder Lidwill noch Hyman fanden Hersteller für ihre Erfindung.
In den 50er Jahren entwickelte P. Zoll einen externen Schrittmacher für akute AVBlockierungen, welcher im Gegensatz zu den beschriebenen Vorgängermodellen
mittels Klebeelektroden mit dem Thorax verbunden wurde. Im November 1952
berichtete er über die erfolgreiche Wiederbelebung eines 65jährigen Patienten
mithilfe dieses externen Stimulators [40,41].
Abb.7: Zolls Schrittmacher
Aus: Indian Pacing Electrophysiol. J. 2002;2(1):2
18
All diese ersten Schrittmachersysteme waren jedoch äußerst unhandlich. Zudem
führte die externe Schrittmacherstimulation zu schweren Hautverbrennungen.
Lillehei und Bakken entwickelten 1957 den ersten tragbaren, batteriebetriebenen
Schrittmacher [42]. Dieser war wesentlich handlicher als die bislang verfügbaren
Geräte und war mit myokardialen Elektroden ausgerüstet, die in einem operativen
Eingriff implantiert werden konnten. Dadurch ließen sich die Nebenwirkungen einer
transthorakalen Stimulation (Verbrennungen) durch die thorakalen Haut-Elektroden
vermeiden.
1958 gelang es Senning und Elmqvist, einem Patienten mit AV-Block den ersten
implantierbaren Schrittmacher einzusetzen [43]. Dieses Gerät enthielt einen
Transistor
und
wurde
mit
einer
wiederaufladbaren
Nickel-Cadmium-Batterie
betrieben, allerdings funktionierte es nur drei Stunden. Die Weiterentwicklung dieses
Gerätes stimulierte das Herz des Patienten für acht Tage. Im gleichen Jahr wurde
von W. Chardack und W. Greatbatch ebenfalls ein implantierbarer Schrittmacher
entwickelt, der 1960 erstmals
implantiert wurde [44]. Dieses Gerät enthielt als
entscheidende Neuerung eine bipolare Elektrode („Hunter-Roth“-Elektrode), die aus
einem Paar rostfreier Stahlpins mit einer Silikonumhüllung bestand.
Abb.8: Chardacks und Greatbachs Schrittmacher.
Aus: “Pacemakers – A journey through the years”,
Tarun Mittal,
All India
Institute of
Medical
Sciences, Ansari Nagar, New Delhi-110029
19
Chardack entwickelte eine myokardiale Elektrode mit einer Platin/Iridium-Spiralfeder
[45] und S. Furman war erstmals in der Lage, die Elektroden transvenös in
Lokalanästhesie einzubringen, was die bisher notwendige Thorakotomie überflüssig
machte [46]. Später ersetzte der integrierte Schaltkreis den Transistor und wurde
wiederum vom Mikroprozessor ersetzt. Jede Neuerung bedeutete eine Verkleinerung
der Schrittmacher und die Implementierung zusätzlicher Funktionen.
Verbesserungen
der
Energiequelle
von
der
Zink/Quecksilber-Batterie
zu
wiederaufladbaren Nickel/Cadmium-Systemen bis hin zu den heute gebräuchlichen
Lithium-Batterien haben die Lebenserwartung und Sicherheit der Schrittmacher
immer weiter verbessert [47]. Nathan ersetzte den asynchronen Schrittmacher, der
während
der
frühen
60er
Jahre
gebräuchlich
war,
durch
vorhofsynchron
stimulierende Geräte [48, 49], was zu einem physiologischen Erregungsablauf
beitrug. Parsonnet begann 1965 mit den klinischen Studien mit einem „stand by“Schrittmacher, und im darauffolgendem Jahr entwickelten Goetz, Donato und Harken
in Zusammenarbeit mit dem Elektroingenieur Berkovits einen implantierbaren
Bedarfs- oder „stand by“- Schrittmacher. Dieses Gerät, das nur in Aktion trat, wenn
der Eigenschlag ausblieb, arbeitete wesentlich energiesparender und wurde daher
bevorzugt eingesetzt. Fest im Myokard verankerte Elektroden, entwickelt in den 70er
Jahren, machten die Schrittmacherstimulation sicherer, zuverlässiger und effektiver.
Zu Beginn der 80er Jahre wurden wichtige Neuentdeckungen, wie der ZweiKammer-Schrittmacher, mit dem es möglich war, im rechten Ventrikel und im Vorhof
zu stimulieren, eingeführt. Eine weitere Neuerung stellten die „Rate-Responsive“Schrittmacher dar, diese passten die Herzfrequenz automatisch den jeweiligen
Belastungsanforderungen des Patienten an.
Heutzutage stehen hochmoderne
multisensorielle, computerprogrammierbare Schrittmacher zur Verfügung, die nicht
mehr als 25 Gramm wiegen. Steroidbeschichtete Elektroden sowie die Verwendung
20
von Lithium-Ionen-Batterien heben die Lebenserwartung eines heute implantierten
permanenten Schrittmachers auf bis zu 10 Jahre an. Trotz der relativ kurzen
Entwicklungsgeschichte der Schrittmacher haben wenige Entwicklungen in der
Medizin einen ähnlichen Siegeszug erlebt und geholfen, die Lebensqualität von
Millionen Patienten zu verbessern.
Abb. 9: Externer und interner Schrittmacher mit Elektrodenlage in situ
21
2. Material und Methoden
2.1. Vorversuch
2.1.1 Material
2.1.1.1 Ultraschallequipment
An den Niederfrequenzverstärker (Ultrasonic power generator type MFLG,
elektrische Leistung 750 W) waren zwei speziell angefertigte Ultraschalltransducer
(Meinhardt Ultraschalltechnik, Leipzig, Deutschland) konnektierbar. Der initial
verwendete Ultraschalltransducer war konkav geformt. Dieser Transducer wurde mit
einer verstärkten Resonanzfrequenz von 820 kHz betrieben, generiert von einem
Frequenzgenerator und getriggert von einem modifizierten Pulsgenerator (Medtronic
Model 5328, modifiziert, Abb.12). Der äußere Durchmesser des Transducers betrug
75 mm mit einer schallrelevanten Fläche von 32 mm im Durchmesser, der Fokus
befand sich in einer Entfernung von 35 mm (Abb.10). Der zweite Transducer besaß
einen Aussendurchmesser von 62 mm, eine Schallgenerierungsfläche von 42 mm,
der Fokus befand sich in 70 mm Entfernung (Abb.11).
22
Ultraschallwandler E/805/FS
Abb.10: 75 mm Außendurchmesser, 32 mm Schallgenerierungsfläche, Linsenform, 820 KHz, für
Fokus bei 35 mm Entfernung.
Ultraschallwandler E/805/T
Abb.11: 62 mm Außendurchmesser, 42 mm Schallgenerierungsfläche, Linsenform, 850 kHz, für
Fokus in 70 mm Entfernung.
23
Transducer
Sinus-Generator
HM 8032
Verstärker
MFLG
Abb.12: Technisches Material für die Ultraschallstimulation
2.1.1.1.1 Technische Daten:
Elektrischer Niederfrequenzverstärker
(Ultrasonic power generator type MFLG), 220/230 Volt/50-60Hz, Frequenzbereich
0,5-10MHz, ansteuerbar über den Sinusgenerator.
Sinus-Generator HM8032 (Abb. 12)
Frequenzbereich: 20Hz-20MHz, unterteilt in 6 dekad. Stufen, variable Einstellung
10:1, bereichsüberlappend. Klirrfaktor: 20Hz-500kHz max. 0,2%, 500kHZ-1MHz
max.1%,
1MHz-20MHz
max.
2,5%,
Ausgangsspannung:
1,5Veff
an
50Ω,
Innenwiderstand: 600Ω und 50Ω, Amplitudenschwankungen: 20Hz-2MHz max.
±0,2dB,
2MHz-20MHz
max.
±0,5dB,
Amplitudenstabilität:
0,12%
(4Std)
Betriebsbedingungen: +10°C bis +40°C, max. relative Luftfeuchtigkeit: 80%,
24
ausgestattet mit drei individuell anwählbaren Dämpfungsstufen zu je 20dB
(Attenuator), Gehäusemaße: Breite 135, Höhe 68, Tiefe 228mm, Gewicht ca. 650g.
Universal-Takt-Generator UTG 100
Spannungsversorgung: 9V bis 15V DC über 3,5mm Klinkenbuchse oder 9V Batterie
(Akku), Zeiten: 1ms bis 9,99 sek. für Puls und Pause getrennt einstellbar, Anzahl: 1
bis 99 Zyklen oder kontinuierliche Ausgabe, Triggereingang: CMOS/TTL-kompatibel,
Ausgang 1: CMOS/TTL-Pegel, Ausgang 2: Open-Kollektor (max 40V/100mA).
Ultraschallwandler E/805/T (Abb. 6)
ausgerüstet
mit
planem
high-performance
Ultraschalltransmitter,
Gesamtdurchmesser: 75mm, Höhe: 50mm, Gewicht: 920g, Material: V4A, Titan
Temperatur-Festigkeit: -10°bis 90°C, Maximal erreichbare Intensität: 400W/cm²
Standard-Frequenz:
850kHz,
einstellbare
Frequenzen:
1.580kHz,
(planer
Transducer 2. 856 kHz ohne Focus ), 3.1128kHz.
Ultraschallwandler E/805/FS (Abb. 5)
bestückt mit Hochleistungs-Fokusschwinger, Durchmesser 32/0, 820; 2,6MHz,
allseitig geschlossen in druckfestem Edelstahlgehäuse, Durchmesser 75/0 mit
Flanschanschluß, Normung auf DIN 60.
Vorlaufstrecke SONOPAD-Gelkissen, Schalldämpfung: 0.53dB/cm MHz.
25
2.1.2 Methodik
2.1.2.1 Versuchsaufbau
Der
tierexperimentelle
Vorversuch
fand
nach
Genehmigung
durch
die
Bezirksregierung Hannover (Tierversuchsnummer 02-530) im Zentralen Tierlabor der
Medizinischen Hochschule Hannover statt. Wegen der Übertragbarkeit der
Versuchsergebnisse auf den Menschen wurden weibliche Minipigs mit einem
Gewicht von 30+/-2kg als Versuchstiere verwandt. Das Versuchstier wurde für die
gesamte Versuchsdauer in Intubationsnarkose anästhesiert. Die Prämedikation
erfolgte mit einer intramuskulären Gabe von Zoletil (Tiletamin/Zolazepam) 4mg. Nach
10 Minuten wurde eine Braunüle in die Ohrrandvene gelegt, die Narkotisierung
erfolgte mit Propofol in der Dosierung 4mg/kg. Die Aufrechterhaltung der Narkose
wurde durch eine kontinuierliche Beatmung mit einem Sauerstoff-LachgasTrägergemisch im Verhältnis 1:1 sowie Isofluran in einer anfänglichen Konzentration
von 2,5 vol% gewährleistet, die weitere Steuerung erfolgte nach Narkosetiefe.
Zusätzliche Analgesie erfolgte durch fraktionierte Fentanylgaben (0,05mg/30min).
Es erfolgte in Rückenlage die Eröffnung des Thoraxes durch eine mediale
Sternotomie sowie die Entfernung des Perikards. Anschließend erfolgte nach
sorgfältiger Blutstillung die Auffüllung des Mediastinums mit steriler 0,9%Natriumchloridlösung als Vorlaufstrecke für den Ultraschall. Es wurden ein planarer
und ein fokussierter Ultraschalltransducer verwendet (Abb. 10 u. 11) Diese wurden
im eröffneten Thorax so positioniert, dass der Apex des Herzens im Fokus der
Schallabgabefläche lag (Abb. 13). Nach diesen Vorbereitungen erfolgte die Abgabe
von Ultraschallstimuli definierter Frequenz und Intensität unter kontinuierlicher
Aufzeichnung eines 6-Kanal-EKGs. Die Tötung der Versuchstiere erfolgte nach
26
Beendigung der Experimente durch eine intravenöse Gabe von Eutha 77
(Pentobarbitalum natricum) in gewichtsadaptierter Dosierung.
Abb.
13:
Schema
Aufbaus
des
des
tierexperi-
mentellen Vorversuchs
Versuchsorgan,
Perikard
entfernt
Ultraschalltransducer, Fokus
auf
den
Apex
des
Versuchsorgans ausgerichtet
2.2. Beating heart-Modell modifiziert nach Langendorff
2.2.1 Material
2.2.1.1 System
Der für die In-vitro-Versuche verwendete Versuchsaufbau basierte auf einem Beating
heart-Modell
für
„Ersatzmethoden
Herzen
zum
Organperfusionskreisläufen;
bis
500g,
Tierversuch“,
eines
im
Rahmen
Teilprojekt
Forschungsvorhaben:
1:
des
Programms
Entwicklung
0311021,
von
vom
Bundesministerium für Bildung und Forschung (BMBF) geförderten Projektes [50].
Als Versuchstiere wurden weibliche Hausschweine (deutsche Landrassenhybriden),
verwendet, die aus der Lehr- und Versuchsanstalt für Tierzucht und Tierhaltung e.V.,
14828 Teltow stammten. Es wurden Tiere im Alter zwischen 5 – 8 Monaten
verwendet, Gewicht 85+/-15kg. Die Herzen, die in toto entnommen wurden, wogen
27
392 +/- 38 g. Die Tötung der Versuchstiere und Entnahme des Herzens erfolgte im
örtlichen Schlachtbetrieb.
2.2.1.2
Schweineherz-Präparate
Die Wahl
eines
Schweinemodells
liegt
in
der
hohen
anatomischen
und
physiologischen Kongruenz zum menschlichen Herzen begründet. So weist das
Erregungsleitungssystem des Schweineherzens hohe Übereinstimmung mit dem des
menschlichen Herzens auf. Darüber hinaus weisen Schweineherzen zu einem hohen
Prozentsatz, wie das menschliche Herz, einen indifferenten oder balancierten
Versorgungstyp ohne Versorgungsdominanz einer bestimmten Koronararterie auf
[51]. Es bestehen, wie beim Menschen, nur eine geringe Anzahl interkoronarer
Anastomosen. Außerdem sind Schweineherzen in Gewicht und Grösse mit dem
menschlichen Herz vergleichbar.
Da es sich bei allen verwandten Schweinen um reine Schlachttiere handelte, waren
die sonst üblichen Genehmigungsverfahren bei Experimenten mit Säugetieren nicht
erforderlich.
28
2.2.1.3
Aufbau der Perfusionsapparatur
Luftfalle
p
p
Rollenpumpe 2
T
Dialysat
Dialysemodul
Begasung
T
p
Kreiselpumpe
pT
Rollenpumpe 1
Waage
T
=Temperaturkontrolle
p
p
=Druckkontrolle
EDV
Abb. 14: Perfusionsaufbau zur normothermen Hämoperfusion isolierter Schweineherzen
Der verwendete Laboraufbau ist schematisch in Abbildung 13 dargestellt. Er
entspricht dem nach Baeyer modifiziertem Langendorff-Aufbau [52], welcher im
Rahmen
des
BMBF-Förderprogramms
„Ersatzmethoden
zum
Tierversuch“,
Teilprojekt 1: Entwicklung von Organperfusionskreisläufen; Forschungsvorhaben:
0311021, entwickelt wurde.
Grundlegendes Prinzip ist die permanente Oxygenierung und Dialyse des
Perfusionsblutes durch ein Dialysemodul und eine Kontrolle der Ultrafiltration durch
eine kontinuierliche Wägung des Blutreservoirs, gespeist vom passiv aus dem
Herzen abfliessenden Perfusat.
29
Dieser extrakorporale Perfusionskreislauf setzte sich aus drei kombinerten
Teilkreisläufen zusammen: 1. Blutkreislauf
2. Dialysatkreislauf
3. Wärmekreislauf
2.2.1.3.1 Blutkreislauf:
Als Perfusat wurde mit Krebs-Henseleit-Lösung verdünntes Vollblut verwendet
(Zusammensetzung: 120mM NaCl, 5 mM KCl, 2mM MgSO4, 1,2mM NaHCO3, 10mM
Glucose, 0,25mM CaCl2 ).
Der Blutkreislauf war aufgeteilt in einen arteriellen und einen venösen Schenkel. Der
arterielle Schenkel bestand aus dem das Dialysemodul verlassende Perfusat,
welches über die Rollenpumpe 2 (Abb. 7), verbunden mit den Koronarkathetern in
das Herz gelangte. Der venöse Schenkel wurde aus dem passiv aus dem Herzen
abfliessenden venösen Blut gespeist und transportiert es über die Rollenpumpe 1 in
ein
Dialysemodul.
Es
handelte
sich
hierbei
um
einen
handelsüblichen
Kapillardialysator, der in diesem Perfusionsaufbau das Verbindungsglied zwischen
Blut- und Dialysatkreislauf darstellt. Durch dieses Dialysemodul wurde der Gas- und
Wärmeaustausch
sowie
die
dialysepflichtigen
Substanzen
Entfernung der im
gewährleistet,
so
venösen Blut
dass
das
enthaltenen
Perfusat
wieder
arterialisiert und oxygeniert dem Herzen zugeführt werden konnte. Zur blasenfreien
Perfusion passierte das Blut nach der Rollenpumpe 2 eine zwischengeschaltete
Luftfalle.
Das passiv aus dem Herzen abfliessende Blut wurde in einem Blutreservoir
aufgefangen, das auf einer Waage platziert ist. Das Gewicht des Perfusats wurde
kontinuierlich
gemessen
und
eventuelle
Abweichungen
von
einem
vorher
festgelegten Sollwert werden von der angeschlossenen EDV-Einheit registriert.
30
Diese reguliert in diesem Fall über eine Änderung der Drehzahl der Rollenpumpe 1
die
Ultrafiltration
im
Dialysemodul
und
verhindert
auf
diese
Weise
Flüssigkeitsverschiebungen innerhalb des Systems.
Die Perfusion des Herzens wird flussgesteuert über die Drehzahl der Rollenpumpe 2
reguliert, wobei der Perfusionsdruck das Produkt aus Perfusionsfluss und
Organwiderstand darstellt.
2.2.1.3.2 Dialysatkreislauf:
Das Dialysat befindet sich in einem offenen Reservoir. Es wird durch eine
Kreiselpumpe mit einem Fluss von 5 l/min durch das Dialysemodul befördert und
durch einen abführenden Schlauch wieder dem Reservoir zugeführt.
Über zwei an das Dialysatreservoir angeschlossene Gasausströmer war eine CO2-,
sowie eine O2-Anreicherung möglich.
2.2.1.3.3 Wärmekreislauf:
In dem unter 2.1.1.3.2 beschriebenen Dialysatreservoir befindet sich ein Heizstab,
der eine Temperatur von 38°C aufrecht erhält. Der Wärmekreislauf ist ebenfalls mit
dem Blutreservoir verbunden und verhindert auf diese Weise eine zu starke
Abkühlung des Perfusats nach der Organpassage. Es findet eine kontinuierliche
Temperaturmessung
Dialysatreservoir statt.
im
arteriellen
Schenkel,
im
Blutreservoir
und
im
31
2.2.1.4
Komponenten
Perfusionssystem, bestehend aus :
pH- Messer:
Greisinger, Regenstauf, Deutschland
( Kat.Nr.: GMH 3530 )
Interfacekonverter:
Greisinger, Regenstauf, Deutschland
( Kat.Nr.: GRS 3100 )
Sauerstoffflow-Messer:
Novodirect, Kehl/Rhein, Deutschland
( Kat.Nr.: A74035 )
CO2- Flowmesser:
Novodirect, Kehl/Rhein, Deutschland
( Kat.Nr.: A74035 )
pH / pt 1000-Elektrode:
Novodirect, Kehl/Rhein, Deutschland
( Kat.Nr.: A86402 )
Waage, Modellreihe Basic lite BL:
SARTORIUS, Göttingen, Deutschland
( Kat.Nr.: BL6 )
Dateninterface:
SARTORIUS, Göttingen, Deutschland
( Kat.Nr.: BL6 )
Thermostat:
HAAKE, Karlsruhe, Deutschland
( Kat.Nr.: 525-1851 )
Interface card (PCMCIA):
National Instruments, München, Deutschland
( Kat.Nr.: 777385- 01 )
Rollenpumpen:
Watson- Marlow, Düsseldorf, Deutschland
( Kat.Nr.: 505 AutoDrive 220 9RPM/501RL )
Zenrifugenpumpe:
EHEIM Modell 1250 ( Kat.Nr.: 1250 21 993 )
Teflonschläuche mit Dreiwegehahn
Mediport Biotechnik, Berlin, Deutschland
32
PC mit serieller Schnittstelle
ONFLY, Berlin, Deutschland
Dialysatreservoir:
Mediport Biotechnik, Berlin, Deutschland
Kontrolleinheit:
Mediport Biotechnik, Berlin, Deutschland
Datensampler:
Mediport Biotechnik, Berlin, Deutschland
Datenerfassungssoftware:
Mediport Biotechnik, Berlin, Deutschland
INFUS blood line:
Baxter S.A. Maurepas, Frankreich
Dialysemodul:
Fresenius, Bad Homburg, Deutschland
( Kat.Nr.: Hemoflow F7, low flux )
Blutgasanalyse und Oximetrie:
ABL555, Radiometer, Kopenhagen, Dänemark
OSM3, Radiometer, Kopenhagen, Dänemark
2.2.1.5 Verwendete Lösungen
2.2.1.5.1 Dialysat
Als Grundlage für das Dialysat im Perfusionsaufbau und zur Hämodilution wurde
eine modifizierte Krebs-Henseleit-Lösung (Zusammensetzung: 120 mM NaCl, 5 mM
KCl, 2 mM MgSO4, 1,2 mM NaHCO3, 10 mM Glucose, 0,25 mM CaCl2 ) verwendet.
Dieser wurden Insulin (Konzentration 10 IE/l, Insuman® Rapid 40 IE/ml, Hoechst
Marion Roussel, 65926 Frankfurt) und Glucose (Konzentration 11,2 mMol/l, D(+)Glucose, Merck, Darmstadt) zugesetzt [53]. In der frühen Phase der Reperfusion
war das Herz der Gefahr von Reperfusionsschäden ausgesetzt, das Substratangebot
in Form von Kohlenhydraten konnte in dieser Phase Schädigungen durch
Energiemangel verhindern oder zumindest abschwächen [54].
33
2.2.1.5.2 Kardioplegielösung für den Transport der Herzen
Der Krebs-Henseleit-Lösung wurden neben Glukose, Insulin und Heparin auch 2,3Butanedione-Monoxime
(BDM)
zugesetzt.
Aufgrund
seiner
Fähigkeit
zur
Chelatbildung reduziert es freie Calciumionen und senkt somit die Gefahr von
Reperfusionsschäden [55, 56]. Durch die perimortale Ischämie steht dem Myokard
nur wenig ATP zur Aufrechterhaltung des Zellstoffwechsels zur Verfügung. In der
Folge kommt es zu einer intrazellulären Akkumulation von Natrium- und
Calciumionen. Zu Beginn der Ischämiebedingungen sind die Calciumpumpen des
sarkoplasmatischen Retikulums noch in der Lage, Calcium in das Sarkoplasmatische
Retikulum zu transportieren. Dieser Vorgang erschöpft sich jedoch bei andauernder
Akkumulation von Calciumionen im Zytosol. Es resultieren Ca2+-Ströme zwischen
Zytosol und Sarkoplasmatischem Retikulum, sogenannte Calcium-Oszillationen, die
zwar keinen Einfluß mehr auf die intrazelluläre Calciumkonzentration haben, jedoch
für die in der frühen Phase der Reperfusion auftretenden Hyperkontraktur
verantwortlich gemacht werden [57]. Die Störung des Ionengleichgewichts resultiert
in der Folge auch in einer erhöhten intrazellulären Osmolarität mit nachfolgender
osmotischer Zellschwellung, wobei ebenfalls das Sarkolemm beschädigt werden
kann und die Fragilität der Zellmembran ansteigt.
Der Zusatz von 2,3- Butanedione-Monoxime (BDM) soll eben diesen bekannten
Effekt abschwächen.
Die Kardioplegielösung wurde am jeweiligen Versuchstag frisch angesetzt, mit
medizinischem Sauerstoff für 10 Minuten begast und anschließend bis zum
Gebrauch im Kühlschrank bei 4-8°C bzw. für den Einsatz auf dem Schlachthof auf
Eis gekühlt.
34
2.2.1.5.3 Natriumcitratlösung
Zur initialen Antikoagulation des gewonnenen autologen Vollblutes wurde ein Tag vor
der
Versuchsdurchführung
eine
3,2%ige
Natriumcitratlösung angesetzt.
Die
Antikoagulation wurde hierbei durch Bindung des Calciums an das Citrat
gewährleistet.
2.2.1.6 Chemische Substanzen
Sodiumhydrogencarbonat
Merck, Darmstadt, Deutschland
Potassiumdihydrogenphosphat
Merck, Darmstadt, Deutschland
D(+) – Glucose
Serva, Heidelberg, Deutschland(Kat.Nr.22700)
Potassiumchlorid
Merck, Darmstadt, Deutschland
Magnesiumsulfatheptahydrat
Merck, Darmstadt, Deutschland
Calciumchloriddihydrat
Merck, Darmstadt, Deutschland
InsumanRapid 40 I.E./ml
Aventis, Frankfurt, Deutschland
Heparin- Natrium- 25000
ratiopharm GmbH, Ulm, Deutschland
ratiopharm Injektionslösung
Sodiumhydrogencarbonat 8.4%
B.Braun Melsungen AG, Melsungen,
Deutschland
2,3 Butanedione Monoxime
Sigma Kat.nr.: B-0753
Tri-Sodiumcitratdihydrat
Merck, Darmstadt, Deutschland
Rinderalbumin Fraktion V
Serva, Heidelberg, Deutschland(Kat.Nr11930)
Natriumhydrogencarbonat
B.Braun Melsungen AG, Melsungen,
8,4% Infusionslösung
Deutschland
Artenerol 25 ml
Hoechst AG, Frankfurt am Main, Deutschland
35
Calcium Eifelfango 20%
Eifelfango Chem.-Pharm. Werke, Bad NeuenAhr, Deutschland
2.2.1.7 Blutgasanalyse und Oxymetrie
Die Blutgasanalyse der in fixen Abständen entnommenen arteriellen und venösen
Blutproben wurde mittels ABLTM505 (Firma Radiometer Kopenhagen, Dänemark)
durchgeführt, die Oximetrie mittels OSMTM3 (Firma Radiometer Kopenhagen,
Dänemark) durchgeführt. Eine Verbindung dieser beiden Geräte erlaubte die
gleichzeitige Messung folgender Parameter: pH-Wert, CO2- und O2-Partialdruck,
Gesamthämoglobinkonzentration,
Sauerstoffsättigung,
Carboxyhämoglobin
und
Methämoglobin [58].
2.2.1.8 Atraumatische Messung des Gewebs-pO2 im Myokard
Die
Messung
des
Sauerstoffpartialdrucks
im
Gewebe
(intramyokardialer
Sauerstoffdruck = mPO2) erfolgte mittels eines LICOX-CMP®-Systems (LICOXCMP® Tissue Oxygen Pressure and Temperature Monitor, GMS, 24247 KielMelsungen). Hierfür wurde eine flexible Mikroelektrode bestehend aus Polyethylen
(LICOX®
REF
CC1
Revoxode,
GMS,
24247
Kiel-Melsungen)
mit
atraumatischen Hohlnadel in das Myokard eingebracht [59,60,61,62,63].
einer
Die
Messelektrode wies eine sauerstoffsensitive Oberfläche von 7mm² bei einem
Durchmesser von 500µm auf und war dadurch deutlich atraumatischer als
herkömmliche Verfahren. Die Signale dieser Elektrode wurden kontinuierlich
registriert und im angeschlossenen EDV-System in Sauerstoffpartialdruckwerte
umgerechnet.
36
Tabelle: Techn. Spezifikationen der LICOX®-REVOXODE
Technische Spezifikationen
Genauigkeit und Reproduzierbarkeit der Messungen:
Messzeit 0,3h-12h
Empfindlichkeitsfehler
< 5%
Null-PO2-Fehler
< 0,5 mmHg
Messzeit 12h-120h
Empfindlichkeitsfehler
< 10%
Null-PO2-Fehler
< 1 mmHg
Polarographische Charakteristik der Revoxode:
Gold-Kathode
Silber-Anode
Polarisation
795
„Stirring-Artefact“
<4%
Empfindlichkeit 35°C
~2,2 nA/mmHg mPO2
Temperaturkoeffizient der Empfindlichkeit
~4,4% / °C
Null-Strom
< 1nA
Reaktionszeit T90/35°C
~ 60s
2.2.1.9 Defibrillator und Schrittmacher
Um das Kammerflimmern des Herzens nach Anschluss an das Perfusionssystem in
einen physiologischen Sinusrhythmus zu konvertieren, wurde ein Defibrillator mit
Löffelelektroden (Abb. 14, DC-Defibrillator, Fa. Marquette Hellige, 70839 Gerlingen)
verwendet. Die Energie für die Defibrillation betrug zwischen 20 und 50 Joule. Der
Defibrillator enthielt einen integrierten Herzschrittmacher (Demand-Schrittmacher,
Marquette Heilige, 70839 Gerlingen). Mit diesem konnte bei einer Eigenfrequenz des
Herzens von weniger als 50 bpm das Herz mit einer Impulsamplitude von 0,1-40 mA
extern stimuliert werden. Die Überwachung der Herzfrequenz, Perfusionsdruck und
Druckverhältnisse im linken Ventrikel wurde durch ein OP-Monitor-System (Modell
66S, Hewlett-Packard) gewährleistet.
37
Abb.
15:
DC-Defibrillator
mit
Löffelelektroden, Fa. Marquette Heilige,
70839 Gerlingen
2.2.1.10 Equipment für die EKG-Messung
12- Kanal- EKG
„Corina“, Marquette Heilige, Göttingen
EKG- Software
Cardiosoft V4.1, Marquette, Freiburg
Perfusionsreservoir mit inte-
Mediport Biotechnik
grierten EKG- Elektroden
Spezielle EKG-Elektroden waren an der
Wand eines modifizierten Blutbehälters
Integrierte EKGElektroden
(Breite 14cm, Tiefe 14cm, Höhe 40cm)
befestigt, so dass ein 12- Kanal EKG
abgeleitet werden konnte. Das EKG wurde
kontinuierlich durch ein angeschlossenes
Computersystem
überwacht,
das
Aufzeichnung und Wiedergabe von EKGSequenzen gewährleistete.
Abb. 16
PC-Anschluß
38
2.2.2 Methoden
2.2.2.1 Vorbereitung der Perfusionslösung
Autologes Blut wurde aus der Vena cava superior entnommen und in einem
rostfreien Stahlbehälter, der 50 ml 3,8%ige Sodiumcitratlösung enthielt, gesammelt.
Das Blut wurde auf Eis in 1l – Plastikflaschen mit 10.000 I.E. Heparin transportiert.
Um eine Hämoglobinkonzentration von 8,0 +/- 0, 5 g/dl aufrechtzuerhalten, wurde
das Vollblut mit Dialysat angereichert mit 4,0% Rinderalbumin, verdünnt.
2.2.2.2 Organpräparation
Die Tiere wurden im Schlachthof per Elektroschock nach den Richtlinien des
europäischen Tierschutzgesetzes anästhesiert, an den Hinterläufen aufgehangen
und durch Ausbluten über die Vena cava superior getötet. Das austretende Blut
wurde aufgefangen und für das weitere Experiment verwandt. Nach Ausbluten über
die obere Hohlvene (Abb. 17) wurde das Tier in Rückenlage gebracht und der
Thorax paramedian inzisiert, der Herzbeutel eröffnet und das Herz mittels
Durchtrennung der großen Gefäße (Aorta, Venae cavae, Truncus pulmonalis und
Venae pulmonalis) an der Herzbasis entnommen (Abb. 18, 19, 20). Insgesamt wurde
eine warme Ischämiezeit von unter fünf Minuten angestrebt. Die Koronararterien der
verwendeten Herzen wurden umgehend mit kardiopleger Lösung (4°C) perfundiert
und das Herz anschließend für den Transport in einen mit kalter Kardioplegielösung
gefüllten Kunststoffbeutel eingebracht und auf Eis in einem Thermobehälter gelagert.
Die weitere Präparation fand im Labor statt. Die Arteria pulmonalis wurde von der
Aorta separiert und auf 2-3cm Länge gekürzt, verbleibende Reste des Perikards
39
wurden entfernt. Die Koronarien (Arteria coronaria dextra, interventrikularer und
circumflexer Anteil der Arteria coronaria sinistra) wurden mit Koronarkathetern,
bestehend aus einem Teflonschlauch verbunden mit einem Drei-Wege-Hahn,
perfundiert mit kardiopleger Lösung, katheterisiert und nach der Fixierung mit circa
200ml kardiopleger Lösung antegrad gespült.
Drei Minuten vor Anschluss an den Perfusionskreislauf wurde das Herz bei
Raumtemperatur in das Dialysat eingetaucht und jede Koronararterie mit 50ml
Dialysat gespült. Anschliessend wurde das Herz im Perfusionssystem fixiert und die
Koronarien an den Hämoperfusatkreislauf angeschlossen.
Die Hämoperfusion wurde zur Reduzierung von Reperfusionsschäden mit zunächst
geringen Perfusionsfluss bis zum Erreichen eines mittleren Perfusionsdruckes von
50mmHg gestartet und das Herz elektrisch extern stimuliert. Sobald das Herz einen
stabilen regelmässigen Rhythmus aufwies, wurde der koronare Blutfluss in der
ersten Stunde der Perfusion angehoben, um eine Organdurchblutung von 60-120ml
pro Minute und 100g Organgewicht und einen koronaren Perfusionsdruck von
zwischen 70-80mmHg aufrechtzuerhalten. Diese 60-90minütige Adaptionsphase war
zur Gewährleistung stabiler Perfusionsbedingungen und EKG-Aufzeichnungen
notwendig. Alle relevanten Parameter (Hämodynamik, Gase des Hämoperfusats,
Elektrolyte) wurden im jeweiligen Referenzbereich gehalten.
40
Abb. 17: Phase des Ausblutens
Abb.18: Thoraxinzision
( Hinweis: Die Photographien wurden zu Demonstrationszwecken am gebrühten Tier gemacht )
41
Abb. 19: Thorax eröffnet, Perikard geschlossen
Abb. 20: eröffnetes Perikard
42
Abb. 21 : Organpräparation im Labor
Koronarperfusionssystem
Versuchsorgan
blutgefüllter EKG-Behälter
Abb. 22: Positionierung des Herzens im Versuchsaufbau
43
2.2.2.3.
Während
Monitoring
der
Perfusion
wurden
der
koronare
Blutfluss,
der
koronare
Perfusionsdruck, der Anteil des Perfusats am zirkulierenden Gesamtvolumen sowie
die Temperatur des Dialysats bestimmt und bei Bedarf angepasst.
Vor Beginn der Perfusion und während der Experimente wurden Blutgasanalysen
des Hämoperfusats und des Dialysats sowie eine Oximetrie des Hämoperfusats
durchgeführt und alle 30 Minuten wiederholt.
Im Labor wurden die Koronararterien an einen Perfusionskreislauf angeschlossen,
der das Organ, welches sich in einem Blutbad befand, mit Substrat und adäquaten
Gaskonzentrationen
versorgte.
Gasaustausch
und
Elimination
metabolischer
Endprodukte wurde durch ein parallel geschaltetes Dialysesystem gewährleistet. Die
Stabilität des gesamten Systems wurde anhand der Hämodynamik, insbesondere
der Parameter Perfusionsfluss und Perfusionsdruck [64] sowie anhand der
halbstündig durchgeführten Blutgasanalysen überwacht. Des weiteren erfolgte eine
Beurteilung durch allgemeine Parametern der mechanischen Herzfunktion wie der
Herzfrequenz
und
dem
Organwiderstand.
Das
Hauptaugenmerk
bei
den
Blutgasanalysen lag auf dem Kaliumwert des Dialysats, welcher durch halbstündliche
Blutgasanalysen im physiologischen Bereich zwischen 3,5 und 5,5mmol/l gehalten
wurde sowie den weiteren Elektrolytwerten (siehe S. 52ff, Graphik 27-33).
Es wurde ein speziell für die Versuche angefertigter Behälter für das Herz (Abb. 16)
verwendet, an dessen Wand EKG-Elektroden befestigt waren, so dass ein 12-Kanal
EKG abgeleitet werden konnte. Das EKG wurde kontinuierlich durch ein
angeschlossenes
Computersystem
überwacht,
Wiedergabe von EKG-Sequenzen gewährleistete.
welches
Aufzeichnung
und
44
2.2.2.4 Ultraschallstimulation
Der Apex der Versuchsorgane wurde im Fokus des Transducers, der sich am Boden
des blutgefüllten Behälters befand, positioniert (Abb.21). Das Herz wurde mit
Ultraschallpulsen von unterschiedlicher Impulsbreite (5, 10, 20, 30 ms) und
Stimulationsfrequenz (400, 416, 420, 440 und 540 ms) sowie mit einer elektrischen
Leistung des Verstärkers von 750 W beschallt, währenddessen wurde das EKG
kontinuierlich überwacht.
Bei Auftreten von Veränderungen des Rhythmus wurde das EKG für weitere
Auswertungen gespeichert. Zuletzt wurde das im Schallfokus liegende Areal
makroskopisch inspiziert und anschließend histologisch untersucht.
2.2.2.5
Temperaturmessungen
An einem der untersuchten Herzen wurde während der Ultraschallapplikation ein
Temperaturmonitoring durchgeführt. Hierzu wurden fokussierte Ultraschallpulse mit
definierter Stimulationsfrequenz auf den Apex des Versuchsorgans appliziert.
Parallel wurde die Temperatur im Fokus durch eine Thermocouple-Nadel gemessen.
Hierzu wurde das Herz für eine Minute mit der maximalen Energie von 750W
(doppelte Energie, die im Stimulationsprotokoll appliziert wurde) beschallt. Die
Impulsbreite wurde von 5-40ms in 5ms-Schritten gesteigert, die applizierten
Stimulationsintervalle betrugen 100, 200, 300, 400 und 500ms.
45
2.2.2.6
Datenanalyse/Statistik
Die Anzahl der ventrikulären Extrasystolen und deren jeweilige Zykluslänge innerhalb
einer Stimulationssequenz wurden in den EKG-Aufzeichnungen bestimmt. Für jede
Extrasystole wurde der Quotient aus Stimulationsfrequenz der abgegebenen
Ultraschallpulse und der Zykluslänge der Extrasystolen errechnet. Die Eigenfrequenz
der Herzen vor Auftreten von ventrikulären Extrasystolen wurde dokumentiert. Die
Werte wurden als Mittelwert +/- Standardabweichung angegeben.
46
3.
Ergebnisse
3.1
Ergebnisse des Akutexperiments in vivo
Das in-vivo-Experiment fand in den Tierlaboratorien der Medizinischen Hochschule
Hannover statt. Die Operationszeit betrug 3 Stunden. In dieser Zeit wurden, wie unter
2.1.2.1 beschrieben, Ultraschallpulse definierter Frequenz auf den Apex des
Versuchsorgans appliziert. Bei Frequenzen von 580kHz, 856kHz und 1128kHz,
Pulsweiten von 5-65ms und einer angelegten Stimulationsfrequenz von 100/Min
(=600ms) zeigten sich im abgeleiteten EKG keine Effekte auf den Herzrhythmus. In
den initialen Versuchen wurde keine Vorlaufstrecke verwandt und der HerzSchallkopfabstand betrug 3cm. Auch unter Verwendung einer Vorlaufstrecke zeigten
sich bei einer Frequenz von 1128kHz, Pulsweiten von 5-65ms, einem angelegten
Stimulationsintervall von 100/Min (=600ms) und einem Herz-Schallkopfabstand von
6cm keine Effekte auf den Herzrhythmus. Bei einer Ultraschallfrequenz von 856kHz,
einer Pulsweite von 5-10ms, einer Stimulationsfrequenz von 133/Min (=450ms) und
einer Erhöhung der Leistung des Niederfrequenz(NF)-Verstärkers zeigten sich im
EKG klar erkennbare monomorphe ventrikuläre Extrasystolen. Es wurde hierbei mit
einer
Vorlaufstrecke
(Sonopad
Gelkissen)
gearbeitet
und
der
Herz-
Schallkopfabstand betrug 6cm. Anschließend zeigte sich eine deutliche thermische
Schädigung in der Vorlaufstrecke.
In der zweiten Versuchsreihe mit einer Ultraschallfrequenz von 1128kHz, einer
Impulsbreite von 5-10ms, einer Stimulationsfrequenz von 133/Min (=450ms) sowie
Erhöhung der Leistung des NF-Verstärkers zeigten sich im EKG ebenfalls klar
erkennbare monomorphe ventrikuläre Extrasystolen. Auch diese Versuchsreihe
wurde mit einem Sonopad-Gelkissen als Vorlaufstrecke sowie einem Herz-
47
Schallkopfabstand von 6cm durchgeführt. Es zeigten sich erneut Wärmeschäden an
der Vorlaufstrecke. Nach Wechsel auf einen fokussierten Ultraschalltransducer mit
einer Frequenz von 846kHz, einer Pulsweite von 5-10ms, einer Stimulationsintervall
von 133/Min (=450ms) und Erhöhung der Leistung konnten im EKG keine sichtbaren
Reaktionen verzeichnet werden. Auch hierbei wurde eine Vorlaufstrecke sowie ein
Herz-Schallkopfabstand von 6cm verwandt. Aufgrund von Lufteinschlüssen in der
Schalllaufstrecke kam es zu einem Defekt am verwandten Schallkopf (Blasenwurf
der Polyethylenbeschichtung).
Zusammengefaßt zeigte sich, dass fokussierte Ultraschallimpulse im in-vivo-Versuch
unter bestimmten Bedingungen vereinzelt monomorphe ventrikuläre Extrasystolen
induzieren
können.
Zur
genaueren
Evaluation
und
für
eine
bessere
Reproduzierbarkeit wurde in den weiterführenden Experimenten ein modifiziertes
Langendorff-System als in-vitro-Modell verwendet.
3.2
Ergebnisse des Beating-heart-Versuchsaufbaus (in-vitro)
Die Eröffnung des Thorax der Versuchstiere dauerte 20+/-5 Sekunden, die weitere
Präparation und Entnahme des Versuchsorgans im Mittel drei Minuten. Vom
Zeitpunkt der Entnahme der Schweineherzen bis hin zum Transport der
Versuchsorgane
unter
Organtransplantationsbedingungen
(siehe
2.3.1.5.2
Kardioplegielösung für den Transport der Herzen) in das Labor vergingen 1,5
Stunden +/- 15 Minuten. Die weitere Präparation der Versuchsorgane (siehe 2.1.2.2.
Organpräparation) nahm eine Zeitspanne von 15-30 Minuten in Anspruch.
Es schloss sich eine Adaptionsphase von einer Stunde mit einem kontinuierlich
steigenden Perfusionsfluss von anfänglich 50ml*min-1*100g Organgewicht bis hin
zum
Referenzbereich
von
60-120ml*min-1*100g
Organgewicht
an,
der
48
Referenzbereich
Auswaschen
der
Versuchsorgane
des
Perfusionsdruckes
Kardioplegielösung
in
feines
betrug
konvertierte
Kammerflimmern,
80-120mmHg
die
initiale
welches
[64].
Asystolie
durch
Nach
der
elektrische
Defibrillationen in einem Bereich zwischen 20-50Joule in einen Sinusrhythmus
konvertiert wurde.
Nach Stabilisierung der Hämodynamik wurden Stimulationsversuche begonnen.
Insgesamt belief sich das Zeitfenster für die Experimente im Mittel auf 3(+/-0,5)
Stunden. In dieser Zeit wurden fokussierte Ultraschallpulse von definierter Frequenz
und Intensität auf den Apex des Versuchsorgans appliziert.
Dabei wurden ab einer Impulsbreiten (siehe Anhang) von ≥20ms (siehe EKG-Abb. I
und II S. 50) reproduzierbar Serien von ventrikulären Extrasystolen beobachtet.
Im einzelnen aufgeschlüsselt und im Anschluss anhand von Ausschnitten der
aufgezeichneten Elektrokardiogramme aus den Experimenten aufgezeigt, wurden
Schrittmacherpulslängen von 400, 416, 420, 440 und 540ms gewählt und der Apex
des Versuchsorgans beschallt. Die Schallabgabe erfolgte nur bei stabilem
Sinusrhythmus oberhalb der Spontanfrequenz, um eine effektive Stimulation sicher
nachweisen zu können.
Unter der Ultraschallabgabe wurde kontinuierlich das EKG während der gesamten
Zeitdauer aufgezeichnet. Insgesamt wurden so 28 Runs mit 123 ventrikulären
Extrasystolen (Tab.1), mit einer durchschnittlichen Gesamtzahl von 4,3 +/-2,8 (2-12)
monomorphen ventrikulären Extrasystolen pro Zyklus erfasst. Der Quotient aus
programmiertem Stimulationsintervall des Stimulationsapparates und beobachteter
Zykluslänge der ventrikulären Extrasystolen im EKG betrug insgesamt 1,00 +/- 0,03.
Es handelt sich somit um durch den fokussierten Ultraschall induzierte monomorphe
ventrikuläre
Extrasystolen.
Die
lineare
Abhängigkeit
zwischen
applizierter
49
Ultraschallzykluslänge
und
Zykluslänge
der
beobachteten
ventrikulären
Extrasystolen ist in Abb. 25 in graphischer Form dargestellt.
Wie in Abb. 24 (EKG-Beispiel II, S. 50) dargestellt, wurde die Aktivität des
Sinusknotens des Herzens (Zykluslänge der Spontanaktionen: 560ms) durch die
Ultraschallstimulation nicht verändert. Die P-Welle (markiert mit blauem Pfeil) lässt
sich in der gesamten Aufzeichnung „durchzirkeln“. Deutlich sind monomorphe
Kammerextrasystolen mit einer Zykluslänge von 420ms zu erkennen. Somit besteht
eine VA-Dissoziation, was den ventrikulären Ursprung dieser Extrasystolen beweist.
Dieser Effekt war reproduzierbar und ließ sich auch bei einer Zykluslänge von 440ms
(siehe Abb. 23, EKG-Beispiel I) nachweisen.
Stimulationsintervall [ms]
400
416
420
440
540
Zykluslänge
der VES [ms]
402 ± 12
419 ± 16
422 ± 7
439 ± 8
538 ± 5
Anzahl der
Runs
11
3
10
1
3
Anzahl der
PVC’s
73
7
31
5
8
Sinusrhythmus vor
PVC -Serie [ms]
602 ± 71
1020 ± 85
742 ± 272
540
1032
Tab. 1: Durchschnittliche Zykluslänge pro Schrittmacherpulslänge in Millisekunden
50
Die P-Welle läuft durch,
unabh. von der Stimulation des Ventrikelmyokards mit 440ms.
Es besteht ein AV-Block.
Abb. 23: EKG-Beispiel I, VES mit einer Frequenz von 440ms
Die P-Welle
P-Welle läuft
läuft mit
Die
mit einer
einer
Frequenz von
von 560ms
Frequenz
560ms durch,
durch,
unabh. von
unabh.
von der
der Stimulation
Stimulation des
des
Ventrikelmyokards mit
mit 420ms.
420ms.
Ventrikelmyokards
Es besteht
besteht ein
ein AV-Block.
AV-Block.
Es
Abb. X EKG-Beispiel II
(Abb. 24, EKG-Beispiel II, VES
Abb. 24: EKG-Beispiel II, VES mit einer Frequenz von 420ms
VES Zykluslänge (ms)
51
600
550
500
450
400
350
350
400
450
500
550
Stimulationsfrequenz (ms)
VES Zykluslänge (ms)
Abb. 25: Abhängigkeit der Zykluslänge der VES von der Stimulationsfrequenz
• Eigenfrequenz vor
Ultraschallapplikation
1000
800
600
400
200
0
0
100
200
300
400
500
Stimulationsfrequenz (ms)
Abb. 26: Änderung der Eigenfrequenz unter der Ultraschallapplikation
52
3.2.1. Relevante Laborparameter
Im Anschluß eine graphische Übersicht der während der Experimente erhobenen
laborchemischen Kontrollparameter.
pH-Wert
8
7,8
pH
7,6
7,4
7,2
7
base 0´ 10´
30´ 60´
90´ 120´ 150´ 180´ 210´ 240´ 270´
Abb. 27
pO2
700
pO2 (mmHg)
600
500
400
300
200
100
0
base 0´ 10´
30´ 60´
90´ 120´ 150´ 180´ 210´ 240´ 270´
Abb. 28
Arteriell: ---
Dialysat: ---
53
pCO2
80
pCO2 (mmHg)
70
60
50
40
30
20
10
0
base 0´ 10´
30´ 60´
90´ 120´ 150´ 180´ 210´ 240´ 270´
Abb. 29
Hb
16
14
Hb (g/dl)
12
10
8
6
4
2
0
base 0´ 10´
30´ 60´
90´ 120´ 150´ 180´ 210´ 240´ 270´
Abb. 30
Kalium (mmol/l)
Kalium
10
9
8
7
6
5
4
3
2
1
0
base
0´
10´
30´
60´
90´
120´
Zeit(min.)
(min)
Zeit
Abb. 31
150´ 180´
210´ 240´
54
Natrium (mmol/l)
Natrium
200
190
180
170
160
150
140
130
120
base
1
20´ 10´3
30´
4
60´5
90´6 120´7
150´
8
180´
9
210´
10 240´
11
Zeit
Abb. 32
---
Arteriell:
Dialysat:
---
Calcium
Calcium (mmol/l)
7
6
5
4
3
2
1
0
base
1
20´ 10´
3
30´
4
60´
5
90´
6
Zeit
Abb. 33
120´
7
150´
8
180´
9
210´
10 240´
11
55
3.2.2 Tabellarische Darstellung der Organparameter
3.2.2.1.
Übersicht der Parameter von Herz 1
Lokalzeit
12:00
12:10
12:30
13:00
13:30
14:00
14:30
Applikationen
0
10
30
60
90
120
150
Calcium Braun 20% (ml) Dial
NaHCO³ 8,4% (ml) Dial
Arterenol ® 1:100 (ml) art
Elektr. Defibrillation (50J)
10
10
5
5
5
3
10
13
Lokalzeit
15:00
15:30
16:00
16:30
17:00
17:30
18:00
Applikationen
180
210
240
270
300
330
360
Calcium Braun 20% (ml) Dial
NaHCO³ 8,4% (ml) Dial
Arterenol ® 1:100 (ml) art
Elektr. Defibrillation (50J)
10
10
5
5
5
3
10
13
2
3
2
3
Applikationen gesamt
Calcium Braun 20% (ml) Dial
NaHCO³ 8,4% (ml) Dial
Arterenol ® 1:100 (ml) art
Elektr. Defibrillation (50J)
Ischämie
warme Ischämiezeit
kalte Ischämiezeit
Organgewicht
prä-experimentell [g]
post-experimentell [g]
25
10
2
32
03:20 min
03:06 Std
497
612
Perfusat und Dialysat
Blutvolumen (ml)
1269
Dilution mit Dialysat (ml)
731
Dialysat Volumen (ml)
3000
BSA [g]
293
Insuman Rapid (µl)
183
Tab.2
56
3.2.2.2
Übersicht der Parameter von Herz 2
Lokalzeit
11:30
11:40
12:00
12:30
13:00
13:30
14:00
Applikationen
0
10
30
60
90
120
150
Calcium Braun 20% (ml) Dial
NaHCO³ 8,4% (ml) Dial
Arterenol ® 1:100 (ml) art
Elektr. Defibrillation (50J)
15
2
3
Lokalzeit
14:30
15:00
15:30
16:00
16:30
17:00
17:30
Applikationen
180
210
240
270
300
330
360
2
4
Calcium Braun 20% (ml) Dial
NaHCO³ 8,4% (ml) Dial
Arterenol ® 1:100 (ml) art
Elektr. Defibrillation (50J)
3
Applikationen gesamt
Calcium Braun 20% (ml) Dial
NaHCO³ 8,4% (ml) Dial
Arterenol ® 1:100 (ml) art
Elektr. Defibrillation (50J)
Ischämie
warme Ischämiezeit
kalte Ischämiezeit
Organgewicht
prä-experimentell [g]
post-experimentell [g]
23
0
2
4
03:24 min
03:07 Std
413
391
Perfusat und Dialysat
Blutvolumen (ml)
1126
Dilution mit Dialysat (ml)
874
Dialysat Volumen (ml)
3000
BSA [g]
34,97
Insuman Rapid (µl)
219
Heparin-ratiopharm (µl)
350
Tab. 3
57
3.2.2.3
Übersicht der Parameter von Herz 3
Lokalzeit
11:30
11:40
12:00
12:30
13:00
13:30
14:00
14:30
Applikationen
0
10
30
60
90
120
150
180
Calcium Braun 20% (ml) Dial
NaHCO³ 8,4% (ml) Dial
Arterenol ® 1:100 (ml) art
Elektr. Defibrillation (50J)
5
10
10
10
2
6
Applikationen gesamt
Calcium Braun 20% (ml) Dial
NaHCO³ 8,4% (ml) Dial
Arterenol ® 1:100 (ml) art
Elektr. Defibrillation (50J)
Ischämie
warme Ischämiezeit
kalte Ischämiezeit
Organgewicht
prä-experimentell [g]
post-experimentell [g]
30
20
2
8
02:56 min
01:31 Std
415
447
Perfusat und Dialysat
Blutvolumen (ml)
1172
Dilution mit Dialysat (ml)
828
Dialysat Volumen (ml)
3000
BSA [g]
33,1
Insuman Rapid (µl)
209
Heparin-ratiopharm (µl)
334
Tab. 4
15
1
1
58
3.2.2.4
Übersicht der Parameter von Herz 4
Lokalzeit
11:05
11:15
11:35
12:05
12:35
13:05
13:35
14:05
Applikationen
0
10
30
60
90
120
150
180
Calcium Braun 20% (ml) Dial
NaHCO³ 8,4% (ml) Dial
Arterenol ® 1:100 (ml) art
Elektr. Defibrillation (50J)
20
5
10
15
15
10
5
3
3
3
Applikationen gesamt
Calcium Braun 20% (ml) Dial
NaHCO³ 8,4% (ml) Dial
Arterenol ® 1:100 (ml) art
Elektr. Defibrillation (50J)
Ischämie
warme Ischämiezeit
kalte Ischämiezeit
Organgewicht
prä-experimentell [g]
post-experimentell [g]
50
30
0
17
03:14 min
02:12 Std
349
488
Perfusat und Dialysat
Blutvolumen (ml)
1771
Dilution mit Dialysat (ml)
812
Dialysat Volumen (ml)
3000
BSA [g]
32,46
Insuman Rapid (µl)
202,8
Heparin-ratiopharm (µl)
325
Tab. 5
5
3
59
3.2.3 Ergebnisse der Temperaturmessungen
3.2.3.1. Ergebnisse der Temperaturmessung bei einer Stimulationsfrequenz
von 600/min, 5V
Impulsbreite
5
10
15
20
25
30
35
Apex-Temp.
T0 = 41°C→ kein Effekt
T0 = 41°C → 42°C
T0 = 41°C → 43°C
T0 = 41°C → 44°C
T0 = 41°C → 44°C
T0 = 41°C → 45°C KF
T0 = 41°C → ≅55°C KF
Tab. 6: Anstieg der Temperatur im apikalen Myokard bei einer Stimulationsfrequenz von 600/min
Stimulationsfrequenz: 600/min, 5V
[C°]
14
12
100ms
10
8
6
4
2
0
5
10
15
20
25
30
35
40 Pulsdauer [ms]
Abb. 34: Anstieg der Temperatur im apikalen Myokard bei einer Stimulationsfrequenz von 600/min
Bei einer Stimulationsfrequenz von 600/min zeigte sich im beschallten Areal ein
Temperaturanstieg von 1°C bei einer Impulsbreite von 10ms, von 2°C bei einer
Impulsbreite von 15ms, 3°C bei Impulsbreiten von 20 und 25ms, 14°C bei einer
Impulsbreite von 35ms. Ab einer Impulsbreite von 40 ms trat Kammerflimmern auf.
60
3.2.3.2. Ergebnisse der Temperaturmessung bei einem Stimulationsfrequenz
von 300/min, 5V
Impulsbreite
5
10
15
20
25
30
35
40
Apex-Temp.
T0 = 41°C → 42°C
T0 = 41°C→ 42°C
T0 = 41°C → 42°C
T0 = 41°C → 42°C
T0 = 41°C → 43°C
T0 = 41°C → 42°C
T0 = 41°C → 44°C
T0 = 41°C → 45°C
Tab.7: Anstieg der Temperatur im apikalen Myokard bei einer Frequenz von 5/s
Stimulationsfrequenz: 300/min, 5V
[C°]
5
4,5
4
3,5
3
2,5
2
1,5
1
0,5
0
200ms
5
10
15
50
25
30
35
40
Pulsdauer [ms]
Abb. 35: Anstieg der Temperatur im apikalen Myokard bei einem Stimulationsfrequenz von 300/min
Bei einer Stimulationsfrequenz von 300/min zeigte sich im beschallten Areal ein
Temperaturanstieg von 1°C bei Impulsbreiten von 5-20ms, sowie bei 30ms, von 2°C
bei einer Impulsbreite von 25ms, 3°C bei einer Impulsbreite von 35 und 4°C bei einer
Impulsbreite von 40ms.
61
3.2.3.3. Ergebnisse der Temperaturmessung bei einem Stimulationsfrequenz
von 200/min, 5V
Impulsbreite
Apex-Temp.
5
10
15
20
25
30
35
40
T0 = 41°C → kein Effekt
T0 = 41°C → kein Effekt
T0 = 41°C → kein Effekt
T0 = 41°C → 42°C
T0 = 41°C → 42°C
T0 = 41°C → 43°C
T0 = 41°C → 43°C
T0 = 41°C → 43°C
Tab.8: Anstieg der Temperatur im apikalen Myokard bei einer Stimulationsfrequenz von 200/min
Stimulationsfrequenz: 200/min, 5V
[C°]
5
4,5
4
3,5
3
2,5
2
1,5
1
0,5
0
300ms
5
10
15
20
25
30
35
40
Abb. 36: Anstieg der Temperatur im apikalen Myokard bei einem Stimulationsfrequenz von 200/min
Bei einer Stimulationsfrequenz von 200/min zeigte sich im beschallten Areal erst ein
Temperaturanstieg von 1°C bei Impulsbreite von 20ms, sowie bei 25ms und von 2°C
bei Impulsbreite von 30ms, 35 und 40ms.
62
3.2.3.4. Ergebnisse der Temperaturmessung bei einer Stimulationsfrequenz
von 150/min, 5V
Impulsbreite
Apex-Temp.
5
10
15
20
25
30
35
40
T0 = 41°C→ kein Effekt
T0 = 41°C→ kein Effekt
T0 = 41°C→ kein Effekt
T0 = 41°C→ kein Effekt
T0 = 41°C→ kein Effekt
T0 = 41°C → 42°C
T0 = 41°C → 42°C
T0 = 41°C → 42°C
Tab. 9: Anstieg der Temperatur im apikalen Myokard bei einer Stimulationsfrequenz von 150/min
Stimulationsfrequenz: 150/min, 5V
[C°]
5
4
400 ms
3
2
1
0
5
10
15
20
25
30
35
40
Pulsdauer [ms]
Abb. 37: Anstieg der Temperatur im apikalen Myokard bei einem Stimulationsfrequenz von 150/min
Bei einer Stimulationsfrequenz von 150/min zeigte sich im beschallten Areal erst ein
Temperaturanstieg von 1°C bei Impulsbreiten von 25ms, sowie bei 30ms, 35ms und
40ms.
63
3.2.3.5. Ergebnisse der Temperaturmessung bei einer Stimulationsfrequenz
von 120/min, 5V
Impulsbreite
5
10
15
20
25
30
35
40
Apex-Temp.
T0 = 41°C → kein Effekt
T0 = 41°C → kein Effekt
T0 = 41°C → kein Effekt
T0 = 41°C → kein Effekt
T0 = 41°C → kein Effekt
T0 = 41°C → kein Effekt
T0 = 41°C → 42°C
T0 = 41°C → 42°C
Tab.10: Anstieg der Temperatur im apikalen Myokard bei einer Stimulationsfrequenz von 120/min
Stimulationsfrequenz: 120/min, 5V
[C°]
5
4
500ms
3
2
1
0
5
10
15
20
25
30
35
40
Pulsdauer [ms]
Abb. 38: Anstieg der Temperatur im apikalen Myokard bei einem Stimulationsfrequenz von 120/min
Bei einer Stimulationsfrequenz von 120/min zeigte sich im beschallten Areal erst ein
Temperaturanstieg von 1°C bei Impulsbreiten von 35ms und 40ms.
64
Temperaturanstieg [°°C]
4
3.5
Zykluslänge [ms]
3
500
2.5
400
2
300
1.5
200
1
100
0.5
0
0
10
20
30
40
50
Impulsbreite [ms]
Abb. 39: Zusammenfassende Grafik der Temperaturmessungen im apikalen Myokard in Abhängigkeit
von der Stimulationszykluslänge
65
Die folgenden Säulendiagramme stellen die jeweilige Temperaturdifferenz in Grad
Celsius, in Abhängigkeit von der Impulsbreite, dar.
TemperaturT emp er at ur f f er
differenzd iin
°Cenz
Impulsbreite 30ms
i n °C
4
3,5
3
2,5
2
1,5
1
0,5
0
100
200
300
400
500
progr. Stimulationszykluslänge
Abb. 40: Temperaturdifferenz bei einer Impulsbreite von 30ms
T emp er at ur Temperaturd if fin
er°C
enz
differenz
Impulsbreite 40ms
in °C
4
3,5
3
2,5
2
1,5
1
0,5
0
200
300
400
500
progr. Stimulationszykluslänge
Abb. 41: Temperaturdifferenz bei einer Impulsbreite von 40ms
66
Impulsbreite 20ms
T emp er at ur Temperaturd ifin
f er°C
enz
differenz
in °C
4
3,5
3
2,5
2
1,5
1
0,5
0
100
200
300
400
500
progr. Stimulationszykluslänge
Abb. 42: Temperaturdifferenz bei einer Impulsbreite von 20ms
Die Beschallung mit maximaler Amplitude induzierte im beschallten Areal einen
signifikanten Temperaturanstieg, der umso ausgeprägter war je höher die
Schrittmacherfrequenz war. Dieser Effekt verstärkte sich noch mit zunehmender
Pulsweite (Abb.39). Der maximale Temperaturanstieg betrug 4°C bei einer Pulsweite
von 30ms und einer Schrittmacherfrequenz von 100ms, sowie bei einer Pulsweite
von 40ms und einer Zykluslänge/ Schrittmacherfrequenz von 200ms. Bei einer
Zykluslänge zwischen 400 und 500ms und einer Pulsweite von 25ms kam es zu
keinem Temperaturanstieg.
67
3.2.4. Makroskopische und histologische Untersuchung
3.2.4.1
Makroskopische Analyse der Herzen
Die makroskopische Analyse der Herzen nach Beendigung der Versuche
zeigte
keinerlei Veränderungen.
3.2.4.2
Mikroskopische Analyse der Herzen
Die histologische Untersuchung erfolgte anhand von insgesamt 6 Proben, aufgeteilt
in je 10 Schnittebenen. Es wurden Schnitte des Apex cordis, dem beschallten Areal,
sowie als Kontrollschnitte Areale außerhalb des Schallfokus, dem linken und dem
rechten Ventrikel untersucht.
Das beschallte Areal wies Zeichen einer akuten Degeneration des Myokards,
Ansammlungen von infiltrierenden polymorphkernigen Leukozyten (dazu Abb. A/B)
sowie eine akute intramuskuläre Hämorrhagie (Abb. D) auf. Längs- und Querschnitte
zeigten eine große Zahl von Koagulationsnekrosen im Sinne einer leicht bis
mittelschweren Myokarditis (Abb. C). Insgesamt jedoch erwiesen sich mehr als 85 %
des Herzmuskelgewebes als unversehrt.
Die multiplen akuten degenerativen Veränderungen des Muskelgewebes sind
möglicherweise eine direkte Folge der Ultraschallapplikation. Diese Beobachtungen
ähneln einer akuten Degeneration von Muskelgewebe in Arealen des Skelettmuskels
(scheibenförmige Koagulation). Degeneration zeigte sich präsent in allen Schnitten
mit nur moderater Variabilität der Intensität.
Die Kontrollschnitte, die vom linken und rechten Ventrikel außerhalb des Schallfokus,
angefertigt wurden, wiesen diese ebenfalls auf (E-H)
68
Es
zeigten
sich
Areale
akuter
Muskeldegeneration
mit
intrazellulärer
Proteinkoagulation (oberflächliche und tiefe Areale) sowie eine vorbestehende milde
Infiltration polymorphkerniger Leukozyten in verschiedenen Arealen.
A
A
Apex cordis, Schnittebene 1, 4 von 4, im Epikard massive Diathese und Ödem
69
B
Apex cordis, Schnittebene 1, 1 von 4. Anzeichen von akuten degenerativen Veränderungen und Foci
von Infiltraten polymorphkerniger Leukozyten
C
Apex cordis, große Zahl von Koagulationsnekrosen
70
D
Apex cordis, Schnittebene 7, identisch zu A-C, darüber hinaus akute intramuskuläre Hämorrhagie
E
Apex Cordis, Fokale Muskeldegeneration und akute intramuskuläre Hämorrhagie (8/1/1)
71
F
Apex Cordis, sichtbares perivaskuläres Infiltrat, dem Myokard und dem subepikardialem Bindegewebe
angrenzend
G
Linker Ventrikel, Areale akuter Muskeldegeneration mit intrazellulär Proteinkoagulation (oberflächliche
und tiefe Areale)
72
H
Linker Ventrikel, vorbestehende milde Infiltration polymorphkerniger Leukozyten in verschiedenen
Arealen
73
4.
Diskussion
Die externe Stimulation des menschlichen Herzens in Notfallsituationen stellt nach
wie vor ein besonderes Problem sowohl im Rettungsdienst als auch im Krankenhaus
dar. Entweder muß eine Schrittmacherelektrode über einen großlumigen venösen
Zugang zum Herzen vorgebracht werden oder das Herz wird alternativ mit
Stromstößen, die unter Narkose von extern appliziert werden, stimuliert.
Aus dem klinischen Alltag ist gut bekannt, dass mechanische Reizung des Myokards
einzelne Extrasystolen, oder im Vorhof auch Vorhofflimmern induzieren kann.
Da Schallwellen im Gegensatz zur elektrischen Energie an nahezu jeder beliebigen
Lokalisation des Körpers fokussiert werden können, erscheint daher eine Stimulation
des Herzens mittels mechanischer Energie, die von außen mittles fokussierter
Ultraschallpulse appliziert wird, denkbar. Daher untersucht diese Arbeit die Effekte
von hochintensiven Ultraschallpulsen auf das Herz als eine potentiell neue Methode
für kontaktfreie und nichtinvasive kardiale Stimulation.
Diese Experimente stellen die ersten ihrer Art am Herz eines großen Säugetieres
dar. Dalecki et al. zeigten 1993, dass durch die Applikation von fokussierten
Ultraschallpulsen am Herzen eines Frosches regelmäßige ventrikuläre Kontraktionen
auftreten können [1]. Die Ergebnisse der Arbeitsgruppe Dalecki et al. waren in den
hier
beschriebenen
Experimenten
auch
am
Herzen
des
Hausschweins
reproduzierbar.
Zum Nachweis der prinzipiellen Machbarkeit der Stimulation des Herzens mit
Ultraschall erfolgte zunächst ein Vorversuch im in-vivo-Akutexperiment am Minipig.
Hier zeigten sich unter Applikation fokussierter Ultraschallimpulse monomorphe
ventrikuläre Extrasystolen. Zur genaueren Evaluation und für eine bessere
Reproduzierbarkeit wurde in den weiterführenden Experimenten ein modifiziertes
74
Langendorff-System verwendet, in welchem Herzen erwachsener Hausschweine
vom Schlachthof untersucht wurden.
Im Unterschied zu anderen Arbeitsgruppen [65,66] wurden die Versuchstiere im
Rahmen des Schlachtvorgangs nicht im Anschluss an das Ausbluten gebrüht, so
dass die erzielte Ischämiezeit deutlich unter bisherigen Zeiten von 10-15 Minuten
liegt. Der entscheidende Vorteil einer kürzeren warmen Ischämiephase besteht darin,
dass signifikant weniger reaktive Kontrakturen im Versuchsorgan auftreten.
Ein entscheidender Vorteil der gewählten Methodik bestand darin, dass die
Ultraschallapplikationen so unter kontrollierten Bedingungen durchgeführt werden
konnten. So war bei dem gewählten Ansatz vor allem ausgeschlossen, dass sich in
der Vorlaufstrecke Luft befand, da der fokussierte Ultraschalltransducer am Boden
des
blutgefüllten
Behälters
(siehe
Abb.16,
S.39)
positioniert
war.
Das
Versuchsorgan befand sich frei flottierend an der Vena Cava superior aufgehangen
in diesem Blutbehälter. Der Fokus des Ultraschalltransducers war auf die Herzspitze
ausgerichtet und die Effekte der Beschallung wurden im modifizierten 12-Kanal-EKG
dokumentiert.
4.1.
Stimulation mit fokussierten Ultraschallpulsen
Die Untersuchung wurde während der Stimulation mit Ultraschallpulsen in einem
modifiziertem 12-Kanal-EKG aufgezeichnet. Diese Aufzeichnungen zeigten erstmals
reproduzierbar Salven von monomorphen ventrikulären Extrasystolen (VES), deren
Zykluslänge mit der vorgegebenen Zykluslänge der Ultraschallpulse übereinstimmte.
Die
Experimente
zeigten
somit
erstmals
eine
Großsäugerherzens mit fokussierten Ultraschallpulsen.
effektive
Stimulation
des
75
Dalecki et. al. beschallten 1993 Froschherzen mit Ultraschallpulsen und registrierten
ventrikuläre Extrasystolen bei Druckwerten von 5-10MPa und einer Impulsbreite von
5ms [1].
In der hier vorgelegten Arbeit zeigte sich eine effektive Stimulation jedoch erst bei
einem akustischen Druck von 8MPa im Zentrum des beschallten Areals und bei
Impulsbreiten von ≥20ms, allerdings wurden hier Ultraschalltransducer mit geringer
Schallfrequenz verwendet. Somit kann die benötigte größere Impulsbreite in dem von
uns verwandten Versuchsaufbau und dem Material zur Beschallung mit Ultraschall
begründet sein. Auch nahm der Herzmuskel im Verlauf eine steifere Konsistenz an,
so dass aufgrund dieser Tatsache vermutlich höhere mechanische Kräfte benötigt
wurden, um eine Depolarisierung des Myokards zu bewirken. Eine weitere Erklärung
könnte in den morphologischen Unterschieden zwischen den Herzen von Kalt- und
Warmblütern liegen. Die Anzahl der Glanzstreifen, die die Verzahnung der
Herzmuskelzellen untereinander bilden und somit auch ein Mass der Zell-zu-Zell
Signalübertragung darstellen, nimmt offenbar mit zunehmender Differenzierung der
Spezies zu [67]. Letztendlich muß man sagen, dass der zugrundeliegende
Mechanismus bislang nicht entschlüsselt ist.
Ein anderes Phänomen, das bei der Applikation von hochintensivem Ultraschall
Bedeutung besitzt, ist die Höhlenbildung (Kavitation): Trifft der Ultraschall auf
gasgefüllte Hohlräume innerhalb von Gewebe oder Körperflüssigkeiten, resultiert ein
Kollaps dieser Blasen mit einer Destruktion des angrenzenden Gewebes [68].
Obwohl auch dieses Phänomen nicht als ein möglicher Auslöser der ventrikulären
Extrasystolen außer acht gelassen werden darf, ist es wahrscheinlicher, dass der
Ultraschall seinen Effekt über sogenannte SACs, stretch activated channels,
vermittelte [69]. Dieser Effekt lässt sich mit der akustischen Ausbreitungskraft
(radiation force) erklären. Diese Kraft ist unidirektional und resultiert aus einem
76
Impulstransfer des Schallfeldes zum Medium. Die Schwelle für einen taktilen Reiz
dieser
akustischen
Ausbreitungskraft
im
menschlichen
Finger
konnte
in
entsprechenden Experimenten mit ca. 0,4mN bei Verwendung eines 2,2MHzTransducers beziffert werden [70].
Die in diesen Experimenten auftretende akustische Ausbreitungskraft konnte mit ca.
195 mN veranschlagt werden, und liegt somit um den Faktor 500 über der Schwelle
für die taktile Empfindung. Es ist somit gut möglich, dass dies den Trigger für die
Auslösung von Extrasystolen darstellt.
Insgesamt wurden Salven von ventrikulären Extrasystolen mit 4,3+/-2,8 Schlägen pro
Salve ausgelöst. Eine kontinuierliche Stimulation des Herzens durch den Ultraschall
konnte nicht erreicht werden, am ehesten durch die Tatsache, dass der Herzmuskel
durch die Kontraktionen immer wieder aus dem Schallfokus des Transducers geriet.
Der ideale Fokus (Dämpfung von –3db des Schallbündels (beam)) konnte in
Vorexperimenten mit einer Range von nur annähernd 3mm beziffert werden, folglich
ist es kritisch, die exakte Positionierung des Herzmuskels im idealen Fokusgebiet
und somit perfekte Bedingungen für das Erzeugen von ventrikulären Extrasystolen
zu gewährleisten.
4.2
Temperatureffekte
Eine weitere Fragestellung bestand darin, ob die durch den Ultraschall entstehende
Wärme für die beobachteten Stimulationsphänomene des Herzens mitverantwortlich
zeichnet. Diese Theorie wurde bereits 1993 ebenfalls von Dalecki et al. am
Froschmodell untersucht [71]. Dalecki et al. bezifferten die Differenz einer effektiven
Stimulation mit 5ms Impulsbreite bei Frequenzen von 1.2MHz and 3.7MHz und der
Entwicklung von Wärme bei diesen Frequenzen auf den Faktor 10. In den
77
vorliegenden Experimenten induzierte die Ultrabeschallung mit maximaler Energie
erst bei Impulsbreiten von mehr als 25ms und hoher Schrittmacherfrequenzen einen
relevanten Temperaturanstieg. Dieser verstärkte sich mit zunehmender Impulsbreite
und abnehmender Stimulationsfrequenz (Abb.39, Seite 64). Der maximale Anstieg
der
Temperatur
betrug
4°C
bei
einer
Pulsweite
von
30ms
und
einer
Stimulationszykluslänge von 500bpm, sowie bei einer Impulsbreite von 40ms und
einer Zykluslänge/ Schrittmacherfrequenz von 300bpm. Bei Stimulationsfrequenzen
zwischen 120 und 150bpm und einer Impulsbreite von 25ms oder weniger kam es zu
keinem relevanten Temperaturanstieg.
Dalecki et al. untersuchten ebenfalls, ob thermische Effekte während der
Beschallung mit Ultraschall die Entstehung von Extrasystolen hervorgerufen haben
[71]. In den in dieser Arbeit durchgeführten Temperaturexperimenten konnte jedoch,
in Übereinstimmung mit oben genannter Arbeitsgruppe, gezeigt werden, dass die
Entwicklung von Wärme nicht als primärer Auslöser für die beobachteten Effekte in
Frage kommen kann. Bei Pulsweiten unter 25ms und Schrittmacherfrequenzen
zwischen 120 und 150bpm war kein Temperaturanstieg zu beobachten. Dennoch
kam es zu einem Auftreten von monomorphen ventrikulären Extrasystolen.
Verdichtet wird diese Erkenntnis darüber hinaus noch durch die Tatsache, dass zum
Abschluß der Temperaturmessungsexperimente das Herz über eine Minute hinweg
mit
einer
mehr
als
doppelt
so
hohen
Energie
als
der
in
den
Schrittmacherexperimenten verwandten, beschallt wurde. Erst mit zunehmender
Impulsbreite und Stimulationsfrequenz, begann sich Wärme zu entwickeln. Im
extremen Fall der kontinuierlichen Ultraschallgabe resultierte eine permanente
Gewebedestruktion.
Zusammengefaßt traten Temperaturanstiege erst ab einer Impulsbreite und
Stimulationsfrequenz auf, die ein Vielfaches der effektiven Impulsbreite und
78
Stimulationsfrequenz
betrug,
somit
können
die
beobachteten
Stimulationsphänomene nicht thermisch bedingt sein.
4.3.
Effekte auf die feingewebliche Struktur des Myokards
Die histologische Untersuchung der Areale des Myokards, die im Ultraschallfokus
lagen,
zeigte
eine
akute
Gewebedegeneration,
Leukozyteninfiltrationen,
Hämorrhagie, Ödeme und Diathesen. Jedoch wurden außer der Diathese all diese
Veränderungen ebenfalls in den Kontrollschnitten außerhalb des Fokus vorgefunden.
Somit sind diese Veränderungen nicht auf die Beschallung mit Ultraschall
zurückzuführen,
sondern
die
Ursache
vielmehr
in
einer
vorbestehenden
Virusmyokarditis der Versuchstiere zu suchen, zumal die Veränderungen subakut
waren.
Hier macht sich möglicherweise ein methodenbedingter Nachteil des gewählten
Versuchsaufbaus und der Verwendung von nicht unter kontrollierten Bedingungen
lebenden
Tieren
bemerkbar.
Schlachttiere,
die
unter
Bedingungen
der
Massentierhaltung aufgezogen werden, können unter infektiösen Erkrankungen wie
einer
Virusmyokarditis
leiden,
auch
wenn
diesem
Problem
durch
die
vorgeschriebene, routinemässige Lebendfleischbeschau nach Anlage I, Kapitel I, 2
der Fleischhygieneverordnung durch einen Veterinär begegnet wurde. Hierdurch
konnte eine offensichtliche schwere Erkrankung, die sich auf das Allgemeinbefinden
des Schlachttieres auswirkt, weitestgehend sicher ausgeschlossen werden. Beurteilt
wurden die Körperhaltung der Tiere, die gleichmässige Belastung aller vier
Extremitäten, eine unauffällige Atmung sowie die rosige Färbung der Haut.
Die ausschließlich in den beschallten Arealen beobachtete Diathese ist als Zeichen
der Temperaturauswirkung, wie auch unter 4.2. beschrieben, anzusehen. Es muss
79
hier von einer kumulativen Wirkung der Beschallung mit Ultraschall ausgegangen
werden. Weitere Experimente müssen hier das Ausmass der Wärmeentwicklung, die
während der Applikation von fokussiertem Ultraschall entsteht, quantifizieren.
4.4
Limitationen:
Das Herz eines Großsäugers lässt sich im Beating heart-Modell modifiziert nach
Langendorff durch die Applikation fokussierter Ultraschallpulse stimulieren. Der
Nachweis konnte im verwandten Perfusionsmodell durch das angeschlossene 12Kanal-EKG erbracht werden. Eine kontinuierliche ventrikuläre Druckmessung und
Bestimmung der Auswurffraktion, also eine invasive Darstellung der Hämodynamik
der Versuchsherzen, war im verwendeten Versuchsaufbau prinzipbedingt nicht
möglich.
Das vorgestellte Modell erlaubte es, den ventrikulären Apex im Fokusbereich des
Transducers
zu
positionieren.
In
einer
klinischen
Situation
würde
der
Ultraschalltransducer auf der Brust des Patienten positioniert sein und durch
Organstrukturen
zwischen
Brustwand
und
Herz
würden
Absorptions-
und
Reflektionsereignisse auftreten können, durch die die Effektivität der Ulraschallstimuli
beeinträchtigt werden könnte. Weitere Studien werden zur Evaluation dieser Effekte
und zur generellen Abschätzung des Nutzens dieser neuen Technik am
geschlossenen Thorax vonnöten sein. Darüberhinaus müssen Gewebedestruktionen
ausgeschlossen und die beobachteten histologischen Gewebeänderungen in
Tierversuchen mit geschlossenem Thorax untersucht werden.
80
4.5
Ausblick:
Die Verwendung von fokussiertem Ultraschall könnte zukünftig eine kontaktfreie
Stimulation des Herzens ermöglichen. Die Technologie würde zum einen die
Möglichkeit der temporären Schrittmacherstimulation in Notfallsituationen, die bisher
noch die Anlage einer temporären Schrittmacheranlage erforderte, vereinfachen.
Eine Stimulation des Herzens durch das Aufsetzen eines Ultraschalltransducers auf
die Brust des Patienten würde eine schnelle und problemlosere Intervention schon
im Krankenwagen ermöglichen. Zum anderen könnten der Einsatz von Ultraschall im
Rahmen von elektrophysiologischen Untersuchungen zu rein diagnostischen
Zwecken
oder
als
ablatives
Werkzeug
zur
Therapie
von
verschiedenen
Arrhythmieformen Verwendung finden.
Der Einsatz von fokussierten Ultraschallimpulsen auf dem kardiologischen Sektor,
zum einen als Stimulationsverfahren in einer nichtinvasiven elektrophysiologischen
Untersuchung und zum anderen als Ablationsinstrument bei malignen Arrhythmien
wie z.B. Kammerflimmern könnte diese Therapie revolutionieren. Die Durchführung
einer elektrophysiologischen Untersuchung und Therapie im Echolabor könnte die
derzeit im Einsatz befindlichen Verfahren vereinfachen und helfen, Kosten und
Komplikationen, durch den invasiven Charakter mit Einbringen der entsprechenden
Katheter, zu reduzieren. Nicht zuletzt würde sich dadurch auch der Komfort des
Patienten verbessern.
Möglicherweise kann der Einsatz von fokussiertem Ultraschall bei entsprechender
Indikation ein fetales Herz bis zur Ermöglichung einer sicheren Intervention
unterstützen. Die intrauterine Stimulation eines fetalen Herzens mit einer Bradykardie
stellt zurzeit noch immer ein ungelöstes Problem dar.
81
Diese potentiellen Anwendungsgebiete erfordern noch weitere Modifikationen und
Verbesserungen der momentan zur Verfügung stehenden Ultraschalltechnologie. Die
Benutzung von Array-Transducern (eine reihenförmige Anordnung von vielen
piezoelektrischen
Ultraschallwandlerelementen,
welche
elektronisch
parallelgeschaltet werden können, siehe Anhang) würde es ermöglichen, den Fokus
des Schallstrahls durch adäquate Abstimmung der Transducerelemente zu steuern.
Denkbar wäre ein zweiteiliges Modell, wobei einer Hälfte des Systems die
schallgestützte Positionsüberwachung des Herzens des jeweiligen Patienten obliegt
und das diese Positionsdaten in Echtzeit an die zweite Hälfte des Modells überträgt.
Dessen Aufgabe wiederum wäre die Ausrichtung der angeschlossenen ArrayTransducer auf den individuell für das jeweilige Herz eingestellten optimalen Fokus
für die Auslösung einer Herzaktion.
82
5.
Zusammenfassung
Das Ziel der vorgestellten Arbeit bestand in der Evaluation eines neuen
Stimulationsverfahrens für das Herz mittels Applikation fokussierter Ultraschallpulse
als Alternative zur rein elektrischen Stimulation heute üblicher Schrittmachermodelle.
Der Einsatz von Ultraschall auf dem medizinischen Sektor hat von seinen Anfängen
in den 30er Jahren bis hin zu den sich heute tagtäglich im stationären Einsatz
befindlichen Ultraschallgeräten eine massive Entwicklung durchgemacht, so dass mit
der heute verfügbaren Technologie dieses Vorhaben als realisierbar erschien. Daher
wurde als Versuchsaufbau nach initialen Voruntersuchungen am in-vivo-Modell im
Akutexperiment
ein
nach
Langendorff
isoliert
hämoperfundiertes
Herz
des
Hausschweins verwandt. Dieses Perfusionssystem stellte einen extrakorporalen
Kreislauf mit der Möglichkeit der Verwendung von autologem Blut dar. Es steht dem
Versuchsorgan mit dem Hämoglobin somit das körpereigene Sauerstoffmedium zur
Verfügung. Die Oxygenierung und Dialyse wurde durch einen Dialysatkreislauf
gewährleistet.
Bei den Versuchstieren handelte es sich nicht speziell zu diesem Zweck gezüchtete
Versuchstiere, sondern um kommerzielle Schlachttiere.
Das beating-heart-Modell ermöglichte über mehrere Stunden eine störungsfreie
Simulation unter kardiologischen Echtzeitbedingungen zum Studium der Effekte von
fokussierten Ultraschallpulsen am Herz des Hausschweins.
Es wurden zwei Teilstudien durchgeführt. Zum einen wurden die Effekte einer
Stimulation mit fokussierten Ultraschallpulsen am Herzen untersucht, zum anderen,
ob für die beobachteten Effekte die Entwicklung von Wärme verantwortlich zeichnet.
Die vorgelegte Arbeit konnte zeigen, dass durch die Ultraschallapplikationen mit
Stimulationsfrequenzen von 400, 416, 420, 440 und 540 ms reproduzierbar
83
monomorphe Kammerextrasystolen im angeschlossenen 12-Kanal-EKG auftraten.
Diese wiesen dieselbe Frequenz auf wie die applizierten Ultraschallstimuli. Somit war
weltweit
erstmals
die
Stimulation
eines
Säugetierherzens
mit
fokussierten
Ultraschallpulsen gelungen.
Ein weiterer wesentlicher Aspekt der vorgestellten Arbeit war die Untersuchung, ob
durch die fokussierten Ultraschallpulse indirekte lokale Wärme zur Induktion von
Extrasystolen führt.
Es zeigte sich jedoch, dass erst ab einer Pulsweite von 30 ms und einer angelegten
Stimulationsfrequenz
von 300bpm eine signifikante Temperaturerhöhung. Diese
betrug maximal 4°C. Bei Stimulationszykluslängen zwischen 400 und 500 ms und
einer Pulsweite von 25ms oder weniger kam es trotz effektiver Stimulation zu keinem
Temperaturanstieg. Daher kann der Temperaturanstieg nicht als ursächlich für die
beobachteten Kammerdepolarisationen angesehen werden. Vielmehr dürfte es sich
um einen direkten mechanischen Effekt durch den Ultraschall handeln.
Weitere Studien zur Bestimmung des Nutzens dieser neuen Technik im klinischen
Alltag sind notwendig.
84
Anhang
Theoretische Betrachtungen:
Die elektrische Erregung von Piezo–Kristallen resultiert in ihrer Deformierung in
derselben Frequenz, die wiederum Schallwellen erzeugt.
Die Intensität des Schalls [ W pro cm² ] kann errechnet werden durch die Division der
akustischen Leistung P durch das Fokusgebiet A. Der Fokusdurchmesser wurde
experimentell mit 3mm ( -3 db Dämpfung) bestimmt, somit ist A gleich 7,1 mm² [A=
π(d/2)² ] . Die Intensität kann darüber hinaus in Relation zum akustischen Druck p
und der akustischen Impedanz z gesetzt werden: I= p²/z.
Die akustische Impedanz ist abhängig von der Dichte ρ des Mediums und der
Schallgeschwindigkeit c : z=ρ∗c . Eine Schallgeschwindigkeit von 1540 m/s² und eine
Dichte von ρ=1 kg/dm³ vorausgesetzt, beträgt die akustische Impedanz z= 1,54x106
kg/m²s.
Die durchgeführten Langendorff-Experimente wurden mit einer akustischen Leistung
p= 750 W
(175 W effektive Leistung) durchgeführt. Eine Effektivität von η=0,4
vorausgesetzt, beträgt die akustische Leistung p 300 W. Die Intensität im Fokus ist
dann I= P/A = 300W / 7,1*10–2 cm² = 4222 W/cm².
Nun lässt sich der akustische Druck durch folgende Formel errechnen:
I=p²/z ⇒ p=√I*z =√42,22*1,54*1010 Pa = 8.06 MPa.
Im Fokus wird ein akustischer Druck von ca.8 MPa erzeugt.
A-Mode:
Amplitudenmodulation, hierbei wird das Schallsignal auf die Vertikalablenkung eines
Oszillographen gelegt, dessen horizontale Zeitablenkung durch das Aussenden
85
eines Impulses gestartet wird. Dadurch wird ein stehendes Bild erzeugt, bei dem die
Amplituden des reflektierten Schalls über seiner Laufzeit aufgetragen werden. Dieses
A-Mode-Verfahren liefert nur eindimensionale Informationen.
B-Mode:
Im
B(rightness)-Mode
wird
die
Primärinformation
zu
Helligkeitspunkten
unterschiedlicher Intensität umgesetzt. Je grösser hierbei die Amplitude des A-ModeSignals ist, desto heller ist der Bildpunkt im B-Mode.
Im B-Mode existieren zwei Verfahren, die sich durch die Art des verwendeten
Scanners unterscheiden:
1. Compound-contact-Verfahren (langsames B-Bild): 1952 von Howry und Wild
eingeführt, bestand dieses Verfahren in der Zusammensetzung (compound)
mehrerer manuell geführter sektorförmiger Abtastungen zu einem Bild. Der
Bildaufbau dauerte hierbei relativ lange, was dazu geführt hat, daß dieses Verfahren
heute nicht mehr in Gebrauch ist (ZENTNER 1994).
2. Real-time-Verfahren (schnelles B-Bild): Krause und Soldner stellten 1965 das
Real-time (Echtzeit-)Verfahren vor. Durch die Erzeugung von mehr als 18 Bildern/
Sekunde konnten auf dem Monitor bewegte Bilder dargestellt werden und
ermöglichten damit atem- und pulssynchrone Abbildungen fast in Echtzeit
(ZENTNER 1994).
86
Abb. 43: Entstehungsweise des B-Mode-Bildes
Aus: DELORME/DEBUS, Ultraschalldiagnostik. 1998, Hippokrates Verlag, Stuttgart
M-Mode:
Motion-Mode setzt die Amplitude des Ultraschalls in Bezug zur Aufnahme sich
bewegender Strukturen, wie z.B. des Herzmuskels.
Array:
Als
„Array“
bezeichnet
man
eine
reihenförmige
Anordnung
von
vielen
piezoelektrischen Ultraschallwandlerelementen. Ein Lineararray besteht aus n
Elementen, von denen jeweils eine Gruppe von m Elementen elektronisch geschaltet
werden.
87
Zur Erzeugung von dreidimensional gesteuerten bzw. fokussierten Schallstrahlen zur
Abtastung eines abzubildenden Bereiches wird, wenn auf mechanisch bewegte
Elemente verzichtet werden soll, das Phased-Array-Prinzip verwendet. Dieses
erfordert die Aufteilung der Schall abstrahlenden Fläche in viele einzelne, elektrisch
und mechanisch voneinander isolierte Ultraschalleinzelantennen, üblich sind bis zu
einigen Hundert dieser Elemente.
Impulsbreite:
bezeichnet in dieser Arbeit die Länge [ms] der abgegebenen
Ultraschallimpulse
Stimulationsfrequenz:
bezeichnet
abgegebenen Ultraschallimpulsen
den
zeitlichen
Abstand
zwischen
zwei
88
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correction of complete heart block. Circulation 1963; 23: 682-685
50 „ Physiologische Hämoperfusion von isolierten Organen und ihr Einsatz zum
Ersatz
von
Tierversuchen“
„Ersatzmethoden
zum
im
Rahmen
Tierversuch“,
des
Teilprojekt
BMBF-Förderprogramms
1:
Entwicklung
von
Organperfusionskreisläufen; Forschungsvorhaben: 0311021
51 Nickel R et al, Lehrbuch der Anatomie der Haustiere, Band III, Verlag Paul Parey,
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comparison of selective synchronized suction and retroinfusion of coronary veins to
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1993;19(5):391-8.
95
Curriculum vitae
Persönliche Daten
Name:
Pirr
Vorname:
Jens
Geburtsdatum:
28.08.1977
Geburtsort:
49577 Ankum
Familienstand:
ledig
Staatsangehörigkeit:
deutsch
Konfession:
römisch-katholisch
Schulausbildung
08.1984 - 07.1988:
Grundschule Bersenbrück
08.1988 - 07.1990:
Orientierungsstufe Bersenbrück
08.1990 - 07.1997:
Gymnasium Bersenbrück
Zivildienst
08.1997 - 09.1998:
Sonderpädagogischer Kindergarten Priggenhagen,
Bersenbrück
Studium
10.1998 - 06.2000:
Vorklinik an der Martin-Luther-Universität Halle-Wittenberg
26.09.2000:
Physikum
seit 10.2000:
Klinik an der Medizinischen Hochschule Hannover
17.09.2001:
1. Staatsexamen
23.03.2004:
2. Staatsexamen
12.05.2005:
3. Staatsexamen
Famulaturen
Frühjahr 2001
Allgemeine und Unfallchirurgie, Marienhospital Ankum
Herbst 2001
Gynäkologische Praxis Dr. Raupach, Marienhospital Ankum
Frühjahr 2002
Plastische-, Hand- und Wiederherstellungschirurgie, Klinikum
Hannover Oststadt
Herbst 2002
Abteilung Kardiologie und Angiologie, Medizinische Hochschule
Hannover
Frühjahr 2003
Abteilung für Anästhesiologie, Herzzentrum Leipzig
96
Praktisches Jahr
04.2004 - 08.2004:
Innere Medizin an der Medizinischen Hochschule Hannover
08.2004 - 12.2004:
Wahltertial in der Abteilung Anästhesiologie des
Universitätsklinikums Köln
12.2004 - 03.2005:
Chirurgisches Tertial am Universitätsklinikum Zürich
Berufliche Tätigkeit
15.09.2005 - dato
Assistenzarzt in der Abteilung Kardiologie und Angiologie der
Medizinischen Hochschule Hannover
Zusatzqualifikationen
August 2002
Versuchstierkundlicher Blockkurs (Leitung Prof. Dr. Jilge,
Universität Ulm)
Wissenschaftl. Tätigkeit:
Dissertation
Thema: „Kontaktfreie kardiale Stimulation mittels fokussiertem
Ultraschall“ in der Abteilung Kardiologie und Angiologie der
Medizinischen Hochschule Hannover unter der Leitung von
Professor Dr. med. Michael Niehaus
Gefördert vom Innovationswettbewerb Medizintechnologie des
BMBF
Abstractpreis der Deutschen Gesellschaft für Kardiologie 2003,
Mannheim
Posterpräsentation NASPE 2003, Washington, USA
Hannover, den 20.11.2006
97
Publikationen
J. Pirr, O. Eick, T. Korte, M. Niehaus (2003) “Entwicklung eines Herzschrittmachers
auf Ultraschallbasis: Erste tierexperimentelle Ergebnisse”,
Abstractpreis der Deutschen Gesellschaft für Kardiologie 2003
Michael Niehaus, MD, Jens Pirr, Marcos De Sousa, MD, Richard Houben, Thomas
Korte, MD and Olaf J. Eick, PHD. “Non-Contact Cardiac Stimulation with Focused
Ultrasound Pulses“ Posterpräsentation NASPE 2003, Washington
Submitted:
M. Niehaus, J. Pirr, C. Lissel, G. Klein, J. Tongers, T. Korte, H. Görler, O. Eick
Non-contact Cardiac Stimulation with focused ultrasound pulses
98
Promotionserklärung
Ich erkläre, dass ich die der Medizinischen Hochschule Hannover eingereichte
Dissertation mit dem Titel
Stimulation des Herzens
mit fokussiertem Ultraschall
in der Abteilung Kardiologie und Angiologie der Medizinischen Hochschule Hannover
unter Betreuung von Prof. Dr. med. M. Niehaus ohne sonstige Hilfe durchgeführt und
bei der Abfassung der Dissertation keine anderen als die aufgeführten Hilfsmittel
benutzt habe. Ich habe bisher an keiner in- oder ausländischen Medizinischen
Fakultät ein Gesuch um Zulassung zur Promotion eingereicht, noch diese oder eine
andere Arbeit als Dissertation vorgelegt.