Dokument_9.

Aus der Medizinischen Klinik 2
Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg
Direktor: Prof. Dr. med. W. G. Daniel
Segmentale Synchronität und Volumenänderung
des linken Ventrikels
während ventrikulärer Schrittmacherstimulation –
Ultraschallbasierte Analyse durch Real Time 3D Echokardiographie
Inaugural – Dissertation
zur Erlangung der Doktorwürde
an der Medizinischen Fakultät
der Friedrich – Alexander - Universität
Erlangen – Nürnberg
vorgelegt von
Barbara Marlene Johanna Geier
aus Erlangen
Gedruckt mit Erlaubnis der Medizinischen Fakultät
der Universität Erlangen - Nürnberg
Dekan:
Prof. Dr. med. Dr. h.c. Jürgen Schüttler
Referent:
Prof. Dr. med. Dieter Ropers
Koreferent:
Prof. Dr. med. Werner G. Daniel
Tag der mündlichen Prüfung:
29. und 30.11.2011
Meiner Mutter gewidmet
„Wege entstehen dadurch, dass man sie geht“
(Franz Kafka)
Inhaltsverzeichnis
1 Zusammenfassung ............................................................................... 1 1.1 Zusammenfassung (deutsch) ......................................................... 1 1.1.1 Hintergrund .............................................................................. 1 1.1.2 Methoden ................................................................................. 1 1.1.3 Ergebnisse ............................................................................... 2 1.1.4 Zusammenfassung................................................................... 2 1.2 Summary (english) ......................................................................... 3 1.2.1 Background .............................................................................. 3 1.2.2 Methods ................................................................................... 3 1.2.3 Results ..................................................................................... 4 1.2.4 Conclusion ............................................................................... 4 2 Einleitung .............................................................................................. 5 2.1 Erregungsphysiologie des Herzens................................................ 5 2.1.1 Elektromechanische Koppelung am Herzen ............................ 7 2.2 Schrittmacherpatienten in Deutschland.......................................... 8 2.3 Zusammenhang zwischen Schrittmachertherapie, Verminderung
der Ejektionsfraktion und
Desynchronisation des
Ventrikelmyokards .................................................................................. 9 2.4 Indikationen für ein permanentes kardiales Pacing........................ 9 2.4.1 Indikationsklassen und Evidenzkategorien ............................ 10 2.5 Stimulationsmodi und Schrittmachertypen ................................... 14 2.6 Wahl des Schrittmachersystems .................................................. 16 2.7 Grundlagen der Echokardiographie ............................................. 17 2.7.1 Impuls-Echo-Verfahren .......................................................... 17 2.7.2 Doppler-Effekt ........................................................................ 18 2.7.3 Methoden der Signaldarstellung ............................................ 18 2.7.3.1 A-Mode-Verfahren .......................................................... 18 2.7.3.2 B-Mode-Verfahren .......................................................... 19 2.7.3.3 M-Mode-Verfahren.......................................................... 19 2.7.3.4 PW-Doppler .................................................................... 20 2.7.3.5 CW-Doppler .................................................................... 20 2.7.3.6 Real Time 2D-Modus ...................................................... 21 2.7.3.7 Real Time 3D-Modus ...................................................... 25 2.8 Die Bedeutung der Real Time 3D-Echokardiographie ................. 27 3 Material und Methoden ....................................................................... 30 3.1 Auswahl des Patientenkollektivs .................................................. 30 3.2 Technische Anforderung der verwendeten Real Time 3DEchokardiographie ................................................................................ 31 3.3 Echokardiographische Untersuchung .......................................... 32 3.4 QLAB® .......................................................................................... 33 3.5 Zusätzliche Messwerte in der dreidimensionalen
echokardiographischen Untersuchung ................................................. 36 3.6 Echosignalverstärker .................................................................... 41 3.7 Durchführung der Untersuchungen .............................................. 42 3.8 Statistik ......................................................................................... 43 4 Ergebnisse.......................................................................................... 44 4.1 Patientendaten ............................................................................. 44 4.2 Grunddaten der echokardiographischen Untersuchungen........... 45 4.3 Vergleich der Volumina, Ejektionsfraktion und
Klappengradienten im Eigenrhythmus und während
Schrittmacherstimulation....................................................................... 56 4.4 Vergleich der Ergebnisse der zwei- und dreidimensio-nalen
echokardiographischen Untersuchungen ............................................. 59 4.5 Vergleich der segmentalen Synchronität im 6-, 12- und 16Segmentmodell ..................................................................................... 62 4.5.1 Vergleich der Segmentmodelle .............................................. 63 4.6 Vergleich der Patientendaten hinsichtlich
Stimulationshäufigkeit ........................................................................... 66 5 Diskussion .......................................................................................... 70 5.1 Material und Methoden................................................................. 70 5.1.1 Auswahl des Patientenkollektivs ............................................ 70 5.1.2 Wahl der Real Time 3D-Echokardiographie als
Untersuchungsverfahren ................................................................... 71 5.1.3 Auswertungsverfahren ........................................................... 71 5.1.4 Veränderung der Ejektionsfraktion unter
Schrittmacher-Stimulation.................................................................. 72 5.1.5 Zunahme der Desynchronisation des
Ventrikelmyokards unter Schrittmacherstimulation............................ 73 5.1.6 Vergleich der Messwerte in der 2D- und der Real Time 3DEchokardiographie............................................................................. 75 5.1.7 Stimulationsrate versus Synchronität..................................... 76 6 Literaturverzeichnis............................................................................. 77 7 Abkürzungsverzeichnis....................................................................... 87 8 Danksagung........................................................................................ 90 1
1
Zusammenfassung
1.1
Zusammenfassung (deutsch)
1.1.1 Hintergrund
Es ist bekannt, dass eine ventrikuläre Schrittmacherstimulation zu einer
Abnahme der Ejektionsfraktion und auch zu einer Verschlechterung der
linksventrikulären Synchronität führt. Eine genaue 3D Evaluierung und
segmentale Analyse des linken Ventrikels wurde bisher nicht durchgeführt,
da die dazu geeignete MRT-Diagnostik bei Schrittmacherträgern kontraindiziert ist. In der vorliegenden Studie untersuchten wir die Veränderung
von globalen und segmentalen linksventrikulären Parametern unter
Schrittmacherstimulation im Vergleich zum Eigenrhythmus durch real time
3D Echokardiographie.
1.1.2 Methoden
Wir untersuchten 27 Patienten (71 ± 13 Jahre), die unter Eigenrhythmus
eine normale oder nur geringgradig eingeschränkte linksventrikuläre
Pumpfunktion aufwiesen und zum Untersuchungszeitpunkt eine ausreichend hohe Eigenfrequenz (>40/min) hatten. Zunächst erfolgte eine Ultraschalluntersuchung im Eigenrhythmus und danach unter rechtsventrikulärer Stimulation (VVI-Modus), welche 15 Herzschläge über der Grundfrequenz programmiert wurde. Zur Echokardiographie benutzen wir ein 4D
fähiges Ultraschallgerät (Philips Sonos 7500 mit x4 Schallkopf), das nativ
oder – bei schlechter Schallqualität - auch Kontrastmittel-gestützt (mechanical index 0,5; repetitive Bolusgabe von 0,5ml SonoVue®) eingesetzt
werden konnte, und zeichneten einen kompletten Datensatz zur off-line
Analyse auf (Q-Lab®, Philips). Durch eine manuell korrigierte, halbautomatische Endokarderkennung wurden die enddiastolischen und endsystoli-
2
schen linksventrikulären Volumina berechnet und durch eine Bild-für-BildKorrektur die Endokardbewegung im Herzzyklus analysiert. Das Maß der
Synchronität wurde durch den Zeitversatz der segmentalen Volumenverkürzung
in
einem
16-Segment-Model
bestimmt
(time-to-minimal-
segmental-volume - Tmsv 16).
1.1.3 Ergebnisse
Die Herzfrequenz lag in Ruhe bei 67 ± 11/min und unter VVI-Stimulation
bei 77 ± 11/min. Während sich sowohl in den enddiastolischen (Ruhe 133
± 40ml vs. Stimulation 124 ± 38ml, n.s.) als auch in den endsystolischen
linksventrikulären Volumina (Ruhe 60 ± 28ml vs. Stimulation 65 ± 28ml,
n.s.) keine signifikante Änderung ergab, zeigte sich in der Ejektionsfraktion
eine signifikante Abnahme während ventrikulärer Stimulation (Ruhe 56 ±
11% vs. Stimulation 49 ± 10%, p<0,01). Die Analyse der Synchronität
(Tmsv 16) erbrachte eine hoch signifikante linksventrikuläre Deformation
mit Anstieg des segmentalen Zeitversatzes (Ruhe 35% ± 11% vs. Stimulation 56% ± 17%, p<0,0005). Den größten Zeitversatz konnten wir vor allem in den apikoseptalen Abschnitten beobachten.
1.1.4 Zusammenfassung
Die rechtsventrikuläre Herzschrittmacherstimulation führt im Vergleich zum
Eigenrhythmus zu einer deutlichen Abnahme der Ejektionsfraktion und
Verschlechterung der linksventrikulären Synchronität. Dabei erlaubt die
real time 3D Echokardiographie eine genaue Analyse der linksventrikulären Deformierung und kann somit eine suffiziente Methode beim Management der Resynchronisationstherapie sein.
3
1.2
Summary (english)
1.2.1 Background
It is already known that ventricular pacing decreases ejection fraction and
may worsen left ventricular synchrony. However, accurate 3D quantification and segmental assessment has not been possible to be done so far,
because MRI as a 3D-method is contraindicated in patients with pacemakers. In this study we tried to assess these global and segmental left
ventricular parameters by real time 3D echocardiography at rest and during ventricular pacing.
1.2.2 Methods
We examined 27 patients (age 71 ± 13) with normal to minimally limited
left ventricular function whose own heart rhythm was higher than 40/min
during examination. After baseline examination, pacing with a heart rate
15 bpm above baseline was performed (VVI). For echocardiography we
used a 4D modus (Philips Sonos 7500 with x4 transducer) in conventional
as well as in contrast enhanced mode (mechanical index 0.5; repetitive
boli of 0.5ml SonoVue® followed by saline) and recorded a complete cardiac volume set for off-line analysis (Q-Lab®, Philips). By semiautomatic
and hand-corrected border detection we calculated end-diastolic and endsystolic volumes and analysed endocardial motion frame by frame. For
assessment of synchrony we assigned the time offset of peak segmental
volumetric shortening in a 16 segment model (time-to-minimal-segmentalvolume - Tmsv 16).
4
1.2.3 Results
Heart rate at rest was 67 ± 11bpm and 77 ± 11bpm during VVI-stimulation.
While left ventricular volumes showed no significant differences in enddiastolic (rest 133 ± 40ml vs. stimulation 124 ± 38ml, n.s.) and end-systolic
volumes (rest 60 ± 28ml vs. stimulation 65 ± 28ml, n.s.), ejection fraction
decreased significantly during ventricular pacing (rest 56 ± 11% vs. stimulation 49 ± 10%, p<0,01). Analysis of synchrony (Tmsv 16) provided a high
significant deformation of the left ventricle with increased segmental time
offset (rest 35% ± 11% vs. stimulation 56% ± 17%, p<0,0005). This was
particularly pronounced in the apical septal segments.
1.2.4 Conclusion
Right ventricular pacing decreased ejection fraction and worsened left
ventricular synchrony. Real time 3D echocardiography allows an accurate
assessment of segmental synchrony and volumetric changes during ventricular pacing and may be a helpful method in management of resynchronisation therapy.
5
2
Einleitung
2.1
Erregungsphysiologie des Herzens
Die Funktionselemente des Herzens sind die Herzmuskelfasern. Dabei
lassen sich zwei Grundtypen von Herzmuskelfasern unterscheiden: Das
Arbeitsmyokard, welches die Hauptmasse des Herzens ausmacht und das
für die mechanische Pumparbeit zuständig ist, sowie die Fasern des Erregungsbildungs- und Leitungssystems.
Die Herzmuskelzellen besitzen ein Ruhepotential von ca. -90mV und sind
in der Lage, Aktionspotentiale ohne Abschwächung (Dekrement) fortzuleiten. Der Sinusknoten ist mit seiner Schrittmacherfunktion Ausgangspunkt
der Erregung. Die Ruhefrequenz des Sinusknotens liegt bei 60-90 bpm.
Die Erregung breitet sich dann über das Vorhofmyokard bis hin zum AVKnoten aus. Hier erfolgt eine Verzögerung der Überleitung von ca. 90ms.
Über das His-Bündel, die Tawara-Schenkel und die Purkinje Fasern breitet sich das Aktionspotential gleichmäßig über das Ventrikelmyokard aus.
Die Glanzstreifen, welche die Zellgrenzen zwischen den Herzmuskelzellen
darstellen, bilden kein Hindernis für die Erregungsfortleitung. Über sogenannte gap junctions, bestehend aus zwei miteinander verbundenen
hexameren Halbkanälen, sind die Kardiomyozyten hier elektrisch miteinander gekoppelt. Die Muskulatur der Vorhöfe und Ventrikel entspricht daher einem funktionellen Synzytium.
Bei Ausfall des Sinusknotens entstehen so genannte Ersatzrhythmen, die
vom AV-Knoten oder im Vorhof- oder Ventrikelmyokard generiert werden.
Die Frequenzen der junktionalen Ersatzrhythmen sind mit 40-60/min bei
einem durch den AV-Knoten generierten Rhythmus oder einem Kammerersatzrhythmus von 30-40/min wesentlich langsamer als der des Sinusknotens.
6
1: Sinusknoten
2: AV-Knoten
3: His-Bündel
4: Rechter Tawara-Schenkel
5: Linker Tawara-Schenkel
6: Anteriorer Faszikel
7: Posteriorer Faszikel
8: Purkinje-Fäden
Abbildung: Schema des Erregungsbildungs- und Leitungssystems; Quelle: Schmidt, Thews, Lang: Physiologie
des Menschen, 28. Auflage, S.473
Das Aktionspotential der Herzmuskelzelle beginnt mit einer raschen Depolarisation, gefolgt von einer Umpolarisation über den Nullwert bis auf etwa
+30mV hinaus, dem so genannten overshoot. Dieser Aufstrich, verursacht
durch schnellen Natriumeinwärtsstrom, dauert nur wenige Millisekunden.
Die darauf folgende Repolarisationsphase unterteilt sich in drei Abschnitte:
die initiale Spitze ist eine erste Repolarisation, in der sich das Membranpotential dem Nullwert annähert; darauf folgt eine länger andauernde Plateauphase, bedingt durch verzögert einsetzende und langsam abklingende Öffnung von Calciumkanälen sowie einer Verminderung der Kaliumleitfähigkeit; zuletzt erfolgt der Übergang in die Repolarisationsphase, basierend auf einer Abnahme der Kalziumkonzentration, dem verzögerten Öffnen von Kaliumkanälen sowie dem Wiederanstieg der Ruhe-KaliumLeitfähigkeit, in der sich das Ruhepotential von -90mV wieder einstellt.
Das Ruhepotential ist überwiegend ein Kaliumpotential, begründet auf einer spezifischen Kaliumleitfähigkeit der Membran. Die Gesamtdauer eines
Aktionspotentials der Herzmuskulatur beträgt rund 200-400ms.
7
Abbildung: Aktionspotential einer Herzmuskelzelle; Quelle: leifi.physik.uni-muenchen.de
An ein Aktionspotential schließt sich die Refraktärzeit an. Diese ist unterteilt in eine absolute Refraktärperiode, während welcher keine Neuerregung möglich ist, und der relativen Refraktärperiode, in der durch höhere
Reizpotentiale Erregungen auslösbar sind. Ursache des refraktären Verhaltens ist eine Inaktivierung der Natriumkanäle bei andauernder Depolarisation. Erst wenn die Repolarisation eines Aktionspotentials wieder einen
Wert von -40 mV erreicht hat, wird die Inaktivierung der Natriumkanäle
aufgehoben.
Die Dauer der Refraktärzeit steht in engem Zusammenhang zur Dauer
eines Aktionspotentials. Je länger ein Aktionspotential dauert, desto länger
ist auch die anschließende Refraktärzeit. Sinn dieser refraktären Periode
ist es, das Einfallen kreisender Erregungen zu verhindern, die den rhythmischen Wechsel von Kontraktion und Erschlaffung des Myokards stören
würden. Des Weiteren wird verhindert, dass die Pumpfunktion des Herzens durch eine zu schnelle Neuerregung beeinträchtigt wird [7; 41; 43;
44; 45; 46].
2.1.1 Elektromechanische Koppelung am Herzen
Im Gegensatz zur Skelettmuskulatur ist das Myokard nicht tetanisierbar.
Wichtige Funktionsträger der elektromechanischen Koppelung sind das
8
sarkoplasmatische Retikulum, das transversale Tubulussystem und Kalzium.
Der Einstrom von Kalzium über die Zellmembran während des Aktionspotentials führt zur Freisetzung größerer Mengen Kalzium aus dem sarkoplasmatischen Retikulum, wodurch die Kontraktion der Myofilamente des
Myokards ermöglicht wird. Während der Diastole dissoziiert das Kalzium
von den Myofilamenten ab und wird teilweise wieder zurück ins sarkoplasmatische Retikulum gepumpt, aber auch durch Natrium-KalziumAustauscher aus der Zelle transportiert. Veränderungen der Aktionspotentialdauer gehen daher mit entsprechenden Modifikationen des Kalziumeinwärtsstroms einher.
All diese Prozesse verbrauchen ein hohes Maß an Energie in Form von
Adenosintriphospaht (ATP), das über oxidative Phosphorylierung in Mitochondrien bereitgestellt wird.
Der funktionell und ökonomisch entscheidende Punkt der elektromechanischen Koppelung ist das Erreichen einer linksventrikulär idealen
Kontraktionsform im Sinne einer optimierten Synchronität um eine effiziente und effektive Hämodynamik zu erzielen. Dieser Zusammenhang von
Erregungsausbreitung und Kontraktionsablauf ist bei Störungen der Erregungsausbreitung modifiziert und führt so zu entscheidenden Änderungen
der ventrikulären Leistung [17; 18; 42; 49].
2.2
Schrittmacherpatienten in Deutschland
In Deutschland leben derzeit geschätzte 500.000 Herzschrittmacherpatienten. Jährlich werden an die 95.000 Neuimplantationen durchgeführt.
Das Durchschnittsalter bei Erstimplantation liegt bei Frauen bei 77,5 Jahren, bei Männern bei 73,8 Jahren. Als häufigster Implantationsgrund für
einen Herzschrittmacher liegt ein Sick-Sinus-Syndrom zugrunde; an zweiter Stelle steht der AV-Block III. Grades [28]. Dabei steht dem Bonus einer
durch Schrittmacher gesicherten Erregungsüberleitung der Malus einer
möglicherweise verschlechterten Herzleistung und damit einer induzierten
9
Herzinsuffizienz gegenüber. Die Herzinsuffizienz stellt wiederum eine nicht
unwesentliche volkswirtschaftliche Belastung innerhalb der Gesundheitsökonomie dar.
2.3
Zusammenhang
zwischen
Schrittmachertherapie,
Verminderung der Ejektionsfraktion und Desynchronisation des Ventrikelmyokards
Es wurde schon länger vermutet, dass ein permanentes kardiales Pacing
zu einer Verschlechterung der linksventrikulären Pumpfunktion und zu einer Desynchronisation des Ventrikelmyokards führt. So ergaben klinische
Versuche [37; 53] eine Verschlechterung der linksventrikulären Funktion
während konventioneller rechtsventrikulärer apikaler Stimulation. Es wird
angenommen, dass der Grund der verschlechterten linksventrikulären
Funktion eine Desynchronisation mit abnormen Kontraktionen und veränderten Relaxationsphasen des Ventrikels während der Stimulation mit der
Folge einer Verminderung der Ejektionsfraktion ist. Bereits in einer 2007
veröffentlichten Studie mit 60 älteren Personen mit einem Zweikammerschrittmacher konnte mittels tissue-Doppler-Verfahren und farbkodierter
m-mode-Echokardiographie eine geringgradige Verminderung der linksventrikulären systolischen Funktion sowie Zeichen beeinträchtigter ventrikulärer Relaxation festgestellt werden [6].
Auch
bei
Kindern
und
Jugendlichen
ist
unter
Langzeit-
Schrittmachertherapie eine signifikante Verminderung der Ejektionsfraktion nachweisbar, die ebenfalls auf eine Desynchronisation der Ventrikel
(sowohl interventrikulär als auch intraventrikulär) zurückzuführen ist [50].
2.4
Indikationen für ein permanentes kardiales Pacing
Bei Patienten mit einer symptomatischen Bradykardie ist in der Regel eine
Schrittmacherimplantation indiziert [23]. Nach Ausschluss passagerer Ur-
10
sachen einer Bradykardie - wie zum Beispiel Elektrolytentgleisung oder
entzündlicher Herzerkrankung – als auch medikamentös induzierter Bradykardien, besteht prinzipiell die Indikation zur Implantation eines
permanenten Schrittmacheraggregates.
Bei Patienten mit Einschränkung der linksventrikulären Pumpfunktion wird
die Indikation zur Schrittmachertherapie meist früher gestellt [23].
Die häufigsten Indikationen für einen Herzschrittmacher sind AVBlockierungen, Sinusknotendysfunktionen und Vorhofflimmern mit unklaren Synkopen. Naturgemäß erfolgt in der Gruppe der AV-Blockierungen
eine gehäufte ventrikuläre Stimulation (extrinsische Überleitung), während
atriale induzierte Bradykardien meist noch über den intakten AV-Knoten
auf das Kammermyokard übergeleitet werden.
2.4.1 Indikationsklassen und Evidenzkategorien
Der Empfehlungsgrad der Therapie wird nach der Definition der deutschen
Gesellschaft für Kardiologie in zwei Indikationsklassen eingeteilt. Dabei
entspricht die Klasse I einer gesicherten Indikation und die Klasse II einer
relativen Indikation. Die Klasse III, welche laut Vorschlag der deutschen
Gesellschaft für Kardiologie nicht mehr aufgeführt wird, entspricht keiner
Indikation.
Klasse I: „Evidenz oder allgemeine Übereinkunft, dass eine Therapieform
oder eine diagnostische Maßnahme effektiv, nützlich oder heilsam ist.“
[23]
Klasse
II:
„Widersprüchliche
Evidenz
und/oder
unterschiedliche
Meinungen über den Nutzen bzw. die Effektivität einer Therapieform oder
einer diagnostischen Maßnahme.“ [23]
Klasse IIa: „Evidenz/Meinungen favorisieren den Nutzen bzw. die Effektivität einer Maßnahme.“ [23]
Klasse IIb: „Nutzen/Effektivität einer Maßnahme ist weniger gut durch
Evidenz/Meinungen belegt.“ [23]
11
Zu den Klasse I-Indikationen zählen:
-
Ein symptomatischer (Schwindel, Synkopen, Leistungsintzoleranz)
AV-Block II. oder III. Grades;
-
Ein alternierender Schenkelblock, NYHA-Stadium III/IV mit einem
Linksschenkelblock mit einer QRS-Breite >150 ms und Sinusrhythmus, ein AV-Block II. Grades Typ Mobitz oder III. Grades, der mehr
als 2 Wochen nach einem Infarktereignis besteht;
-
Ein Vorhofflimmern mit langsamer Kammerfrequenz (<40/min) oder
langen Pausen (>3s tagsüber und >4s nachts) spontan oder infolge
einer erforderlichen Medikation mit eindeutigem Zusammenhang zur
klinischen Symptomatik inklusive der symptomatischen chronotropen
Inkompetenz;
-
Ein Vorhofflimmern mit langsamer regelmäßiger Kammerfrequenz
und breiten QRS-Komplexen und gegebenenfalls im Zusammenhang
mit einer geplanten AV-Knoten-Ablation;
-
Eine Sinusknotendysfunktion (Herzfrequenz <40/min, Pausen >3s),
spontan oder infolge einer erforderlichen Medikation, mit eindeutigem
Zusammenhang zur klinischen Symptomatik, inklusive der symptomatischen chronotropen Inkompetenz;
-
Rezidivierende Synkopen, die in eindeutigem Zusammenhang mit einer Reizung des Karotissinus stehen und die durch Alltagsbewegungen (z.B. Drehen des Kopfes) auslösbar sind und dadurch
zu einer Asystolie von >3 s führen.
Zu den Klasse IIa-Indikationen zählen:
-
Ein intermittierender AV-Block Grad III außerhalb von Schlafphasen
oder bei eingeschränkter LV-Funktion;
-
Ein asymptomatischer AV-Block Grad III mit Ersatzrhythmus
>40/min;
-
Ein asymptomatischer AV-Block Grad II mit Blockierung im HisPurkinje System;
-
Patienten mit neuromuskulären Erkrankungen und AV-Block Grad II;
12
-
Ein bifaszikulärer Block bei Patienten mit Verdacht auf kardiale Synkopen, vor allem ventrikuläre Tachyarrythmien bei Patienten mit
kardialer Grunderkrankung;
-
NYHA-Stadium III/IV mit Linksschenkelblock, einer QRS-Breite 120150ms und Sinusrhythmus oder mit einer QRS-Breite >150ms und
Vorhofflimmern;
-
Ein passagerer AV-Block Grad II oder III mit konsekutivem persistierenden Schenkelblock;
-
Ein Vorhofflimmern mit langsamer Kammerfrequenz (<40/min) oder
langen Pausen (>3s tags und >4s nachts) mit vermutetem Zusammenhang zur klinischen Symptomatik;
-
Ein Vorhofflimmern mit langsamer unregelmäßiger Kammerfrequenz
(<40/min) oder langen Pausen (>3s tags, >4s nachts)und breiten
QRS-Komplexen oder ein Vorhofflimmern mit langsamer regelmäßiger Kammerfrequenz und schmalen QRS-Komplexen insbesondere
bei kardialer Grunderkrankung, ohne Symptomatik;
-
Hoch
symptomatische,
medikamentös
refraktäre
paroxysmale
Vorhoftachyarrhythmien vor geplanter AV-Knoten Ablation;
-
Rezidivierende, anderweitig nicht erklärbare Synkopen ohne eindeutig auslösbare Alltagsbewegungen, aber mit positivem Nachweis eines symptomatischen hypersensitiven Karotissinus-Reflexes;
-
Rezidivierende (≥5/Jahr) vasovagale Synkopen oder schwere synkopenbedingte Verletzungen bei Patienten über 40 Jahre mit kardioinhibitorischen Pausen >3s, z.B. im Rahmen einer Kipptischuntersuchung, mit unzureichendem Ansprechen auf andere Maßnahmen.
Zu den Klasse IIb-Indikationen zählen:
-
Ein AV-Block Grad I mit deutlich verlängerter AV-Überleitung
(>300ms) bei Patienten mit linksventrikulärer Dysfunktion und
symptomatischer Herzinsuffizienz, bei denen eine Verkürzung des
AV-Intervalls zur hämodynamischen Verbesserung führt;
-
Ein intermittierender AV-Block Grad III ohne Symptomatik und
andere Kriterien;
13
-
Patienten mit neuromuskulärer Erkrankung und AV-Block
Grad I
oder faszikulärem Block unabhängig von Symptomen;
-
NYHA-Stadium III/IV und einer QRS-Breite >120ms ohne Linksschenkelblock;
-
NYHA-Stadium II mit Linksschenkelblock, einer QRS-Breite >150ms
und Sinusrhythmus;
-
Ein vorbestehender Schenkelblock mit transientem AV-Block Grad II
(Mobitz) oder III;
-
Ein Vorhofflimmern mit chronischen Herzfrequenzen <40/min oder
längeren asystolischen Pausen (>3-4s) und schmalen QRSKomplexen außerhalb von Schlafphasen, bei herzkranken Patienten
mit eingeschränkter LV-Funktion;
-
Patienten mit medikamentös refraktären, bradykardieassoziierten
paroxysmalen Vorhoftachyarrhythmien
-
Rezidivierende vasovagale Synkopen mit dokumentierter Bradykardie (z.B. im Rahmen einer Kipptischuntersuchung), mit unzureichendem Ansprechen auf andere Maßnahmen [23; 39].
Weitere Indikationen für eine Schrittmachertherapie:
-
Hypertrophisch obstruktive Kardiomyopathie (HOCM): Ziel, die
klinische Symptomatik zu verbessern, den intraventrikulären Druckgradienten zu reduzieren, die diastolische Funktion zu verbessern
und eine eventuelle Mitralinsuffizienz zu vermindern [11]. Akut- und
Langzeiteffekte werden jedoch diskrepant beurteilt [38; 48].
14
2.5
Stimulationsmodi und Schrittmachertypen
Zur
Charakterisierung
der
Schrittmachermodi
wird
der
NBG-
(NASPE/BPEG) Code für die antibradykarde, frequenzadaptive und multifokale Stimulation verwendet.
Die erste Kodierungsstelle gibt den Ort der Stimulation (pacing) an, wobei
A für Atrium, V für Ventrikel und D für dual (Vorhof und Ventrikel) steht.
Die zweite Kodierungsstelle gibt den Ort der Detektion (sensing) an, die
Kodierung entspricht derer der ersten Stelle. 0 bedeutet hier keine Detektion. Die dritte Kodierungsstelle betrifft die Reaktion des Schrittmachers
auf eine detektierte Herzaktion. I bedeutet, dass der Schrittmacher dadurch inhibiert wird, D dass er sowohl auf eine detektierte Herzaktion im
Atrium im Ventrikel getriggert stimulieren oder auch inhibiert werden kann.
Die fakultative vierte Kodierungsstelle gibt an, ob beim Schrittmacher ein
Sensor einprogrammiert ist, der die Simulationsfrequenz unter Belastung
ansteigen lässt (R für rate-adaptive pacing).
Unterschieden wird zwischen Einkammer-Schrittmacher-Systemen (AAI
und VVI) und Zweikammer-Schrittmacher-Systemen (VDD und DDD). Der
AAI- oder VVI-Modus bedeutet, dass der Schrittmacher im Atrium oder im
Ventrikel sowohl stimulieren als auch Eigenpotentiale erkennen kann und,
falls Eigenaktivität des Herzens vorliegt, durch diese inhibiert wird und
nicht zusätzlich stimuliert. Für den DDD-Schrittmacher gilt dasselbe in beiden Kammern. Eine Sonderform des pacings stellt der VDD-Schrittmacher
dar, der im Atrium nur detektieren kann, aber dort nicht stimuliert und daher eine intakte Sinusknotenfunktion voraussetzt.
15
NBG-Code:
Buchstabe
1
2
3
4
Ort der
Ort der
Betriebsart
Frequenz-
Stimulation
Wahrnehmung
adaptation
O = Keine
O = Keine
O = dauerhaft
A = Atrium
A = Atrium
T = getriggert
V = Ventrikel
V = Ventrikel
I = Inhibiert
D = Doppelt
D = Doppelt
(A + V)
(A + V)
D = Doppelt
(T + I)
R = Frequenzadaptation ("rate
modulation")
Wird eine so genannte „Hysteresefrequenz“ programmiert, bedeutet dies,
dass der Puls bis zu einer bestimmten Frequenz abfallen darf
(=Hysteresefrequenz) bevor eine Stimulation erfolgt. Eine mode-switchFunktion führt dazu, dass bei atrialen Tachyarrythmien eine automatische
Modusumstellung von VDD/DDD auf VDI/DDI erfolgt und somit eine
tachykarde, AV-sequentielle Überleitung verhindert wird (z.B. beim Vorhofflimmern).
16
2.6
Wahl des Schrittmachersystems
Bei der Systemwahl müssen Art und Häufigkeit der zugrundeliegenden
Rhythmusstörung, kardiale Grunderkrankung, Hämodynamik, Medikation,
Alter, Allgemeinzustand und Prognose des Patienten berücksichtigt
werden.
Von der Deutschen Gesellschaft für Kardiologie gibt es zur Wahl des
Systems folgende Empfehlung:
Diagnose
Sinusknotensyndrom
1. ohne tachykarde
Phasen
2. BradykardieTachykardie-Syndrom,
intermittierendes Vorhofflimmern
AV-Block
1. permanent
2. intermittierend
Zweiknotenerkrankung
1. chronotrope Inkompetenz ohne tachykarde
Phasen
2. Vorhofarrhythmien
Bradyarrhythmie bei
chronischem Vorhofflimmern
Karotissinus-Syndrom
und
Vasovagales Syndrom
Optimal
AAI(R)
DDD(R) + Spezialalgorithmen (1)
DDI(R)
DDD(R) + ModeSwitching (2)
DDI(R)
Akzeptabel
Ungeeignet
VVI(R)
VDD(R)
VVI <45/min
(4)
AAI(R)
VVI(R)
VDD(R)
DDD(R) ohne ModeSwitching (2)
DDD
DDD + Spezialalgorithmen (1)
VDD
DDD
VDD
VVI <45/min
(4)
VVI(R)
VVI(R)
DDI(R)
DDDR
DDD
VVI(R)
VDD(R)
DDD(R) + ModeSwitching (2)
VDD(R) +
ModeSwitching (2)
VVI(R) - DDI(R)
DDD(R) und
VDD(R)
ohne ModeSwitching (2)
DDD(R)
VDD(R)
VVI + Hysterese (5)
AAI(R)
VDD(R)
VVI(R)
VVI(R)
DDD (+ Spezialalgorithmen (3))
DDI (+ Hysterese)
DDD (+ Hysterese)
(1) z. B.: automatischer Moduswechsel von AAI nach DDD oder AV-Zeit-Hysterese
(2) automatischer Moduswechsel, z.B. von DDD nach DDI, oder andere frequenzbegrenzende Algorithmen
(3) z. B.: spezieller Frequenzanstieg während der Kardioinhibition
(4) nur akzeptabel bei seltenen asystolischen Pausen
(5) nur bei fehlender retrogader Leitung während Kardioinhibition und bei niedrig programmierter Interventionsfrequenz.
Quelle: www.dkg.org/Leitlinien/Herzschrittmacher
17
Einen Überblick über einige Krankheitsbilder mit den entsprechenden
EKG-Veränderungen und dem EKG nach passender Schrittmacherimplantation zeigt die folgende Abbildung.
Abbildung: Links: Das Erregungsbildungs- und Reizleitungssystem des menschlichen Herzens. SK: Sinusknoten; AVK: Atrioventrikulärer Knoten. Mitte: typische EKG-Morphologie bei Funktionsstörungen des Sinus- und
AV-Knotens. Der Bradyarrhythmia absoluta bei Vorhofflimmern liegt eine kombinierte Funktionsstörung des
Sinusknotens, des Reizleitungssystems der Vorhöfe und des AV-Knotens zugrunde. Rechts: Typische EKGMorphologie nach Korrektur der bradykarden Rhythmusstörung durch „maßgeschneiderte“ Schrittmacherversorgung. Zusätzlich angegeben ist die Kurzbezeichnung der Schrittmacher-Betriebsarten.
Quelle: Deutsche Zeitschrift für Sportmedizin, Jahrgang 52, Nr.6 (2001), S.223
2.7
Grundlagen der Echokardiographie
2.7.1 Impuls-Echo-Verfahren
Die Entstehung eines
Ultraschallbildes erfolgt durch die Aussendung
einer kurzen Serie von Ultraschallwellen, die an einer Grenzfläche teilweise oder vollständig gestreut oder reflektiert wird. Die Ultraschallimpulse
entstehen durch einen Piezokristall, der schwingende Druckwellen abgibt
[21; 22].
Ein zurücklaufendes Echo wird im Schallkopf in ein elektrisches Signal
umgewandelt, welches verstärkt und als Bild an einem Monitor dargestellt
wird. Misst man die Zeit zwischen Aussenden der Welle und Eintreffen
des Echos, also die Schallgeschwindigkeit, kann man die Entfernung des
18
Gewebes vom Schallkopf bestimmen. Wichtig für die Qualität des Ultraschallbildes sind eine ausreichende Eindringtiefe sowie ein möglichst
hohes Auflösungsvermögen. Bei einer durchschnittlichen Schallausbreitung von 1540 m/s im menschlichen Gewebe ist ein Wellenlängenbereich
von 1,5 bis 0,15 mm erforderlich. Nach der Formel
errechnet sich daraus ein für die Ultraschalluntersuchung optimaler Frequenzbereich von 1-10 MHz. Da das Herz von der Hautoberfläche gemessen ungefähr 15 cm tief im menschlichen Körper liegt, ist die bei der
Herzechokardiographie klassischerweise verwendende Frequenz 3,5
MHz.
2.7.2 Doppler-Effekt
Der Doppler-Effekt, benannt nach dem Erstbeschreiber Christian Doppler
(1842), tritt immer dann auf, wenn sich Schallsender und Schallempfänger
relativ zueinander bewegen. Durch diese Relativbewegung ändert sich die
Frequenz der empfangenen Schallwellen. Zur Bestimmung der Flussgeschwindigkeit des Blutes wird das von den Erythrozyten reflektierte
Echosignal detektiert. Das reflektierte Signal ist gegenüber dem ausgesandten Signal verschoben. Diese Signalverschiebung ist die sogenannte
Dopplerfrequenz [20; 40].
2.7.3 Methoden der Signaldarstellung
2.7.3.1 A-Mode-Verfahren
Der A-Mode beschreibt den Amplitudenmodulations-Mode. Das von der
Ultraschallsonde empfangene Echo wird in einem Diagramm dargestellt,
wobei auf der x-Achse die Eindringtiefe und auf der y-Achse die Echostärke angegeben wird. Grundlage hiervon ist die Amplitudenauslenkung in
19
einer einzeiligen Darstellung. Heutzutage findet der A-Mode so gut wie
keine Verwendung mehr [20; 40].
2.7.3.2 B-Mode-Verfahren
Grundlage des Brightness-Mode ist die Erzeugung eines zweidimensionalen Schnittbildes, welches durch eine Vielzahl ausgesandter Einzelstrahlen zeilenförmig aufgebaut wird und Informationen über den Grauwert
eines Bildpunktes liefert. Dies ist möglich, indem die Echointensität in Helligkeit umgesetzt wird. Die reflektierten und verstärkten Impulse werden
also als Lichtpunkte längs der Schallrichtung vom Wandler, der senkrecht
über die Hautfläche des Patienten geführt wird, aufgezeichnet. Die den
Echos entsprechenden Lichtpunkte reihen sich aneinander und so entsteht in Echtzeit ein Schnittbild, das eine zweidimensionale Orientierung
erlaubt [20; 40].
2.7.3.3 M-Mode-Verfahren
Der Motion-Mode wird zur Darstellung von Bewegungsabläufen vor allem
in der Kardiologie eingesetzt. Es handelt sich hierbei um eine eindimensionale Ultraschallmessung in Abhängigkeit von der Zeit, die sich aufgrund
hoher zeitlicher und vor allem räumlicher Auflösung besonders zur Beurteilung bewegter Strukturen und Ausmessung der Herzkammern eignet.
Bei diesem Verfahren werden der Abstand einzelner Herzstrukturen und
ihre Bewegung gegen die Zeit aufgetragen, so dass die bewegten Herzanteile als Wellenlinien registriert werden. Hierbei wird eine Bildzeile aus
dem B- Bild bei unbewegtem Schallkopf in schneller Folge aneinandergereiht und so die Bewegung der Grenzflächen über ein Ort-Zeit-Diagramm
aufgezeichnet. Die Aufzeichnungsgeschwindigkeit beträgt normalerweise
25 oder 50 mm/s. Der M-Mode Strahl wird heutzutage grundsätzlich vom
2D-Bild geleitet und simultan mit ihm eingestellt [20; 40].
20
Abbildung: Vergleich A-,B-,M-Mode;
Quelle: G.Schmidt, C.Görg, Kursbuch Ultraschall, Thieme Verlag, 4.Auflage 2004, S. 16
2.7.3.4 PW-Doppler
Beim PW-Doppler (puls wave) wird nur ein piezoelektrisches Element
verwendet, welches alternierend als Sender und Empfänger dient. Tiefe
und Weite des Messvolumens (sample volume) werden bestimmt sowie
ein Blutfluss ortsselektiv erfasst .
2.7.3.5 CW-Doppler
Im CW-Doppler (continous wave) werden im Gegensatz zum PW-Doppler
zwei piezoelektrische Elemente verwendet, wobei ein Quarzkristall
kontinuierlich sendet, ein anderer die reflektierten Ultraschallimpulse permanent empfängt und in elektrische Signale transformiert. Strömungsgeschwindigkeiten und Flussrichtung können ermittelt werden, eine Tiefenlokalisation ist nicht möglich. Anwendungsgebiet ist überwiegend die
Diagnostik von Stenosen oberflächennaher Gefäße sowie die Erfassung
hoher Flussgeschwindigkeiten im Herzen [40].
21
2.7.3.6 Real Time 2D-Modus
Die Entwicklung der Echokardiographie ist eng mit dem Mediziner Inge
Edler [8] und dem Physiker Carl Hellmuth Hertz [4] verbunden, die bereits
Mitte Dezember 1953 ihre ersten Resultate in Erlangen veröffentlichten
[9]. Darüber hinaus sollte im Zusammenhang mit der Anwendung von
Schallwellen am Herzen zur Visualisierung der Herzfunktion auch der Erlangener Professor Wolf-Dieter Keidel erwähnt werden, der in Bezug auf
den Zeitpunkt der Publikation noch weit vor Inge Edler über Herzultraschall berichtete und als eigentlicher Inaugurator der Echokardiographie
gelten sollte. Bereits 1950 verwendete Keidel Ultraschall im M-Mode Verfahren zur Volumenbestimmung [29].
Edler stellte 1961 das erste Echokardiographiegerät vor. Neben dem MMode-Verfahren gewann durch die Entwicklung von multi-array- und
phased-array-Systemen auch die real time-Untersuchung des Herzens
immer mehr an Bedeutung. Ein rascher Wandel vollzog sich, als 1965
Walter Krause und Richard Soldner ein schnelles B-Mode-Gerät entwickelten und 1971 Nicolaas Bom die Technik des transducerarrays (viele
aneinander gereihte Wandler) etablierte. Damit waren die Vorraussetzungen für real-time-Geräte geschaffen.
Die manuelle Verschiebung des Schallkopfes zur Erstellung eines statischen Bildes wurde nun durch eine elektronisch gesteuerte Verschiebung
der Aussenderichtung des Sendepulses ersetzt. Durch die zweidimensionale Schnittbild-Echokardiographie ist nun eine weitgehend anatomische
Abbildung der Herzstrukturen möglich. Der zugehörige Schallkopf enthält
eine Vielzahl von Einzelelementen, die sehr schnell in einer bestimmten
Reihenfolge sequenziell angeregt werden (phased-array).
Die Bildentstehung im real-time 2D Modus wird durch automatische Verkippung des Messstrahls und Synchronisierung der B-Mode- Darstellung
in Echtzeit erzeugt. Das Schnittbild wird dabei aus einzelnen Linien
zusammengesetzt, wobei für jede Linie ein Strahl ausgesendet und
empfangen werden muss. Die Form des erzeugten Bildes hängt dabei
vom eingesetzten Sondentyp ab. Der 2D-Echtzeitmodus kann mit anderen
Verfahren wie dem M-Mode oder der Dopplersonografie gekoppelt wer-
22
den. Je nach Eindringtiefe und Sondentyp können nur einige wenige oder
bis über hundert zweidimensionale Bilder pro Sekunde dargestellt werden
[19].
2D enddiastolisches linksventrikuläres Cavum
2D endsystolisches linksventrikuläres Cavum
23
CW-Doppler: Transvalvulärer Aortenklappengradient während DDI-Stimulatiion
PW-Doppler: Transmitrales Füllungsprofil des linken Ventrikels unter DDI-Stimulation
24
CW-Doppler: Transvalvulärer Aortenklappengradient während Sinusrhythmus
Triplane Echtzeit-Echokardiographie: Näherungsweise Volumetrie durch Interpolierung aus verschiedenen
Ebenen
25
2.7.3.7 Real Time 3D-Modus
Die ersten 3D-Bilder erhielt man mit Hilfe der computergesteuerten Rekonstruktion. Dazu mussten 2D-Bilder, EKG- und atemgetriggert, jeweils
über mehrere Herzzyklen in mehreren Schnittebenen akquiriert werden.
Die naturgemäße Wiedergabe der Rekonstruktionen in Echtzeit war hier
nicht möglich und es bestand ein erheblicher zeitlicher, manueller und
technischer Aufwand, so dass sich die Methode für den breiteren klinischen Einsatz erst nach Verbesserung von Geräten, Schallköpfen und
Software etablieren konnte.
Erst zu Beginn der 90er Jahre wurde von Olaf von Ramm [35; 36] und
Steven W. Smith [47; 25] die real time 3D-Echokardiographie an der Duke
University, Center for Emerging Cardiovascular Technology (Durham,
North Carolina, USA), entwickelt. Dies ist das erste echokardiographische
Verfahren, bei dem dreidimensionale Datensätze des Herzens in Echtzeit,
das heißt ohne Zeitverzögerung, EKG- und Atemtriggerung, aufgezeichnet
werden konnten [3].
Die Echtzeit 3D-Echokardiographie beruht auf einer neuen Schallkopftechnologie. Durch Entwicklung entsprechender Matrix-Schallköpfe wurde
die
Echtzeitakquisition
pyramidenförmiger
Schallvolumina
statt
herkömmlicher 2D-Sektoren möglich. Mittels Parallelverschiebung durch
zwei oder mehrere Prozessoren ist es möglich, pyramidenförmige Schallvolumina von ca. 90° lateraler Ausdehnung und 30° Breite (Elevation)
abzutasten und die Ultraschallbildinformation in Echtzeit darzustellen. Die
Echtzeit 3D-Datensätze können während der Untersuchung beliebig rotiert
und geschnitten werden, um so eine optimale Perspektive auf die zu
untersuchenden Strukturen am Herzen zu erhalten [2]. Ein Nachteil dieser neuen Schallkopftechnologie ist ein relativ kleiner Winkel, sodass nicht
das gesamte Herz erfasst werden kann. Daher ist zur Beurteilung der globalen linksventrikulären Funktion eine Messdauer von 4 Herzzyklen notwendig, was z.B. bei der absoluten Arrhythmie ein Problem darstellen
kann.
26
Abbildung: Bildaufbau durch Parallelverschiebung im Matrix-Schallkopf zur real time-3D-Echokardiographie
Abbildung: Generierung eines dreidimensionalen linksventrikulären Volumenkörpers
27
2.8
Die Bedeutung der Real Time 3D-Echokardiographie
Die Geometrie des linken Ventrikels als Systemventrikel und die damit für
den großen Kreislauf entscheidende Herzhöhle ist komplex und auch für
den geübten Untersucher in der zweidimensionalen Ultraschalldiagnostik
oft insuffizient fassbar. Eine objektive Analyse der linksventrikulären Funktion ist durch eine dreidimensionale Untersuchung zweifelsohne vorteilhaft. Die zu jedem beliebigen Zeitpunkt im Herzzyklus mögliche Berechung des linksventrikulären Cavums, dessen Volumen und dessen Oberfläche erlaubt in der Echtzeitaufnahme eine schnelle und exakte Analyse
von Volumenänderungen einerseits und Bewegungen des Myokards andererseits. Gerade die Koordination der Bewegungen an der Cavumoberfläche - die dem Endokard entspricht - hat eine wesentliche Bedeutung für
die funktionelle Synchronität des Bewegungsablaufs und kann durch die
dreidimensionale Echokardiographie gut und schnell erfasst werden.
Rein praktisch ist der linke Ventrikel zur Analyse der Wandbewegung in 16
Segmente unterteilt (ASE/ESE-Kriterien), bei isolierter Betrachtung des
Apex wird daraus ein 17-Segment-Modell. Grundlage dieser allgemein
anerkannten Segmenteinteilung ist die 2D-Echokardiographie und die
damit relativ einfache Zuteilung von Segmenten zu koronaren Versorgungsgebieten. In der Analyse der linksventrikulären Synchronität findet
dieses 16- bzw. 17-Segment-Modell ebenso Anwendung, ist aber keinesfalls
zwingend
[12].
Daher
werden
beispielsweise
auch
andere
Einteilungen wie basale versus mittlere Drittel (Tmsv-12) oder nur basale
Drittel (Tmsv-6) oder septale versus laterale Segmente (Tmsv s-l) zur
Analyse der Synchronität herangezogen. Andere Autoren bevorzugen eine
höhere Auflösung von bis zu 1000 Untersegmenten [28].
28
Abbildung: 17-Segmentmodell des linken Ventrikels (linkes Bild) mit segmentalen Kontraktionskurven (segmentale Verkürzung im zeitlichen Verlauf, Bild rechts unten) und graphischer Darstellung im sogenannten bulls-eyeplot (Bild rechts oben)
Quelle: heart.bmj.com/content/ 95/22/1881.full
Abbildung: bulls-eye-plot eines desynchronisierten linken Ventrikels mit Bereichen einer verfrühten Kontraktion
(hier blau dargestellt) und Bereichen mit verspäter Kontraktion (rot dargestellt)
29
Die kardiale Resynchronisationstherapie ist ein wichtiger Pfeiler bei
Patienten mit linksventrikulärer mechanischer Desynchronisation. Um eine
Desynchronisation zu diagnostizieren und deren Grad zu quantifizieren ist
die real-time 3D-Echokardiographie wahrscheinlich ein bedeutender Fortschritt
im
Vergleich
zu
den
bisherigen
Methoden
der
2D-
Echokardiographie. Mit Hilfe der real time 3D-Echokardiographie ist es
möglich,
Zeit-Volumen-Analysen
für
segmentale
und
globale
linksventrikuläre Volumina bereitzustellen. Möglicherweise können damit
Herzerkrankungen
diagnostiziert
werden,
welche
eine
Resynchro-
nisationstherapie erforderlich machen, die mittels anderer Untersuchungsmethoden nicht erkannt worden wären. Darüber hinaus gibt es bereits Hinweise, dass die Methode gegebenenfalls den Erfolg einer Resynchronisationstherapie voraussagen kann und somit responder von
non-respondern zu unterscheiden vermag [26; 16].
Des Weiteren ist die real time 3D-Echokardiographie wahrscheinlich äußerst sinnvoll zur Optimierung einer Resynchronisationstherapie [18; 49]
womit eine Verringerung der Desynchronität und somit eine Verbesserung
der linksventrikulären Funktion erreicht wird [32].
30
3
Material und Methoden
3.1
Auswahl des Patientenkollektivs
Wir untersuchten ein Patientenkollektiv von 27 Schrittmacherpatienten der
Herzschrittmacherambulanz der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen
im Alter von 48 bis 93 Jahren (Mittelwert 71 ± 13 Jahre), darunter 15%
weiblichen, 85% männlichen Geschlechts.
Alle untersuchten Patienten hatten zum Zeitpunkt der Untersuchung einen
Eigenrhythmus von ≥40 Schläge pro Minute, damit während der echokardiographischen Untersuchung das Aggregat kurzzeitig deaktiviert werden
konnte, um einen Vergleich der Ejektionsfraktion sowie der Synchronität
der Ventrikelpumpfunktion mit und ohne Schrittmacherstimulation zu bekommen. Als Schrittmacher-Indikation lag bei 42% des Patientenkollektivs
ein Sick-Sinus-Syndrom, bei 58% ein AV-Block zweiten oder dritten Grades vor. Verwendet wurden Ein- als auch Zwei-Kammer Systeme. Das
Auslesen der Daten der letzten 6 Monate der Herzschrittmacher erbrachte
im Mittel eine ventrikuläre Stimulation von 56%, eine atriale Stimulation
von 18% und einen Eigenrhythmus von 65 Schlägen pro Minute (Median
82 bpm).
An Vitalparametern wurden Größe, Gewicht, Blutdruck sowie Puls erfasst.
Als kardiovaskuläre Risikofaktoren wurden Diabetes mellitus, arterielle
Hypertonie, Hyperlipidämie und Nikotinkonsum erfragt. Weiter wurde auch
die Medikation erfasst.
Bei 29% der Patienten fand sich in der Vorgeschichte ein Myokardinfarkt,
ebenfalls
29%
litten
unter
einer
koronaren
Herzkrankheit.
Bei 23% der Patienten war eine Mitralklappeninsuffizienz diagnostiziert.
Zur Endanalyse eingeschlossen wurden nur Patienten mit normaler oder
leichtgradig reduzierter linksventrikulärer Funktion (>45%). Zum Vergleich
wurden auch zwei Patienten mit höhergradig eingeschränkter linksventrikulärer Funktion mitgeführt.
31
3.2
Technische Anforderung der verwendeten Real Time
3D-Echokardiographie
Die Untersuchungen wurden mit dem Gerät Sonos 7500 3D von Philips
durchgeführt. Der 3D-Echtzeitbetrieb für eine Volumen-Darstellung der
kardialen Anatomie basiert auf 3.000 physischen Bildgebungskanälen. Es
verfügt des Weiteren über 57.600 dedizierte Bildgebungskanäle. Das Gerät ist mit einem RGB-Bildschirm ohne Zeilensprungverfahren, 240x180
mm-Bild mit einer Auflösung von 640 Punkten pro Zeile und einer Punktteilung von 0,28mm, Bildschirmdiagonale 15 Zoll, ausgestattet.
Betriebsart- und preset-abhängige Messungen und Berechnungen können
auf 2D-, M-Mode-, PC/CW-Doppler-, Farbdoppler-, Angio-, AQ-, StudienManager- oder DSR-Standbildern oder auf laufenden oder pausierten
Videorekorderbildern durchgeführt werden.
Für die real-time 3D-Aufnahmen verwendeten wir den Matrix-Schallkopf
x4 (2-4 MHz Fusion Betrieb, 3D-Echtzeitbetrieb 4 MHz, Frequenzbereich
1,6-4,0 MHz). Der x4 Matrix Schallkopf macht die Leistung von über 150
Computerschaltkarten nutzbar, ist in der Größe jedoch mit einem
Standardschallkopf vergleichbar [33]. Bei den Matrix-Sonden der heutigen
high-end Ultraschallsysteme sind etwa 3000 Elemente in mehreren Reihen angeordnet. Die Bildgenerierung erfolgt bereits im Schallkopf. Daher
haben Matrix-Schallköpfe eine größere Auflagefläche und sind weniger
ergonomisch geformt als die Sektor- oder phased-array transducer für die
konventionelle ein- oder zweidimensionale Echokardiographie [19; 24;
51].
Für die 2D-Aufnahmen wurde der Sektor-Schallkopf s4 (2-4 MHz Fusion
Betrieb, Frequenzbereich 2-4,2 MHz) verwendet [33].
32
3.3
Echokardiographische Untersuchung
Zur Ultraschall-Diagnostik wurden die Patienten zunächst in konventioneller 2D-Technik untersucht. Wir aquirierten parasternale Langachsenschnitte um daraus die enddiastolische Größe des linken Ventrikels, das Septum und die Größe des linken Vorhofs zu bestimmen; in den apikalen Anlotebenen
wurden
jeweils
EKG-getriggert
digitale
Schleifen
des
Vier-Kammer-Blicks, Zwei-Kammer-Blicks und Drei-Kammer-Blicks aufgezeichnet, so dass daraus off-line die linksventrikulären Volumina und die
Ejektionsfraktion bestimmt werden konnten (biplane Ejektionsfraktionsberechnung aus 2D nach Simpson). Weiter erfolgte die Analyse des transmitralen Einstroms durch PW-Doppler-Messung und des transaortalen Ausstroms durch Bestimmung des time-velocity-integrals durch CW-DopplerMessung im Vier- bzw. Fünf-Kammer-Blick.
Für die 3D-Aufzeichung untersuchten wir die Patienten ebenso in Linksseitenlage wobei unter Atemmanöver (exspiration hold) ein Datensatz
über 4 Herzzyklen in apikaler Anlotposition registriert wurde. Dieser Datensatz wurde digital gespeichert und später off-line analysiert (QLAB®).
Abbildung: Kompletter 3D-Datensatz über 4 Herzzyklen getriggert
33
3.4
QLAB®
Zur Auswertung der aufgezeichneten 3D-Sequenzen unter Schrittmacherstimulation und im Eigenrhythmus verwendeten wir das Programm QLAB®
von Philips Medical Care. Mit der Cardiac-3D-Quantification Funktion
(Cardiac 3DQ) ist es möglich, Echtzeit 3D-Aufnahmen wiederzugeben, zu
bearbeiten und erweiterte Messungen auf mehreren Ebenen wie Berechnung der Ejektionsfraktion oder Bestimmung der Dicke des Kammermyokards durchzuführen. Um exakte Volumenbestimmungen durchzuführen
wird die Ventrikelfüllung in der Systole sowie der Diastole in zahlreichen
Schnitten ausgemessen. Anhand einiger von Hand vorgegebener Punkte
(Mitralklappenebene und linksventrikulärer Apex) generiert das Programm
durch Endokardabgrenzung zunächst automatisch das Volumen des Ventrikels, welches dann noch manuell durch lokale Korrektur der Endokardgrenzen optimiert werden kann. In dieser halbautomatischen Weise wird
die systolische und diastolische Ventrikelfüllung berechnet. Anschließend
werden entsprechend einem adaptierten Algorithmus für jedes weitere im
Herzzyklus erzeugte Bild die Endokardgrenzen automatisch berechnet
und angepasst. Anhand dieser Daten kann die exakte Ejektionsfraktion
berechnet und eine Volumen/Zeit-Kurve für den Herzzyklus bestimmt werden.
Die i-slice-Ansicht ermöglicht das gleichzeitige Betrachten von 4 bis zu 25
Schichten der kurzen Achse des linken Ventrikels, um sich einen schnellen Überblick über die Computer-generierte Endokardabgrenzung zu verschaffen und frei Hand Korrekturen vorzunehmen.
Die
automatische
Endokarderkennung
basiert
auf
einer
speckle-
technique. Hierbei werden Grauwertsignale des Myokards bzw. des linksventrikulären Cavums fokussiert und Bild für Bild im Herzzyklus vergliechen, um so das Endokard abzugrenzen (Tissue-Motion-Quatification TMQ und Advanced-Tissue-Motion-Quantification).
In der Analyse kann dadurch ein „Ausguß“ des linken Ventrikels zu jedem
Zeitpunkt des Herzzyklus generiert werden. Durch eine Aufteilung dieses
Ausgusses in ein mehrere-Segment-Modell lassen sich additiv Aussagen
über regionale und lokale linksventrikuläre Herzfunktionen treffen [34]. Im
34
Vordergrund steht dabei die Verformung des Ventrikels, unabhängig von
Kontraktion oder Relaxation, unabhängig von aktiven oder passiven Mechanismen.
Nach Empfehlungen der amerikanischen Gesellschaft für Echokardiographie wurde auch für unsere Messungen der linke Ventrikel zunächst in 16
Grund-Segmente eingeteilt [22; 13].
Die Aufteilung des 16-Segmentmodells geschah wie folgt:
Basale Segmente
Mittlere Segmente
Apikale Segmente
1=Basal Anteroseptal
7=Mid Anteroseptal
13=Apikal Anterior
2=Basal Anterior
8=Mid Anterior
14=Apikal Lateral
3=Basal Lateral
9=Mid Lateral
15=Apikal Inferior
4=Basal Posterior
10=Mid Posterior
16=Apikal Septal
5=Basal Inferior
11=Mid Inferior
(17= Apex isoliert)
6=Basal Septal
12=Mid Septal
(Flachskampf, Praxis der Echokardiographie 2007, Georg Thieme Verlag KG,.181-83.)
Unabhängig vom 16-Segment-Grundmodell wurden auch Minorvarianten
untersucht. Im 12-Segmentmodell wurden vier der sechs basalen Segmente weggelassen. Somit konzentrieren sich die Berechnungen überwiegend auf die mittleren und apikalen Segmente.
Im 6-Segmentmodell hingegen betrachteten wir nur die sechs basalen
Segmente, die mittleren und apikalen Segmente wurden hierbei vernachlässigt.
35
Abbildung 3D-Datensatz mit off-line Analyse:
Automatische Endokardabgrenzung und manuelle Korrektur in verschiedenen Ebenen
zur Berechung des linksventrikulären Volumens und Generierung einer Volumen/ZeitKurve durch Berechnung des linksventrikulären Volumens zu jedem Zeitpunkt im Herzzyklus (unten).
Quelle: www.healthcare.philips.com/main/products/ultrasound/technologies/qlab/cardiac
36
3.5
Zusätzliche Messwerte in der dreidimensionalen
echokardiographischen Untersuchung
Für die segmentale Analyse stehen im QLAB® verschiedene Methoden zur
Verfügung: Zunächst wurde der Ventrikel in 16 Grund-Segmente eingeteilt
und für jedes Segment eine Volumenpyramide berechnet, wobei die Basis
der Pyramide die jeweilige endokardiale Segmentfläche und die Spitze
den Mittelpunkt des linken Ventrikels darstellt. Daraus lässt sich für jedes
Segment ein individuelles Volumen bzw. eine Volumenänderung im Verlauf des Herzzyklus berechnen (Volumen-Zeit-Kurve). Dabei wird für jedes
Segment der Zeitpunkt des minimalen Volumens berechnet (time-tominimal-systolic-volume – Tmsv). Ist dieser Zeitpunkt für jedes Segment
gleich - besteht also kein Zeitversatz - dann ist ein synchroner Kontraktionsablauf anzunehmen.
Je weiter auseinander der Zeitpunkt des minimalen Volumens für die jeweiligen Segmente liegt, desto ausgeprägter ist die Desynchronität. Berechnet wurde dabei der zeitliche Abstand zwischen dem frühesten und
dem am spätesten liegenden Segment. Da dabei ein einzelnes Segment
aber bereits eine massive Beeinträchtigung bzw. Verlängerung der Tmsv
bewirken kann, wird zur Beurteilung der Gesamtsynchronität aller Segmente die Standardabweichung der Tmsv herangezogen. Da der gesamte
Prozess auch noch von der Herzfrequenz abhängt (niedrige Herzfrequenz
mit mehr Zeitversatz, höhere Herzfrequenz mit weniger Zeitversatz), wurde der segmentale Unterschied des Zeitpunkts des minimalen Volumens
auch Herzfrequenz-korrigiert in Form von Prozent angegeben.
37
Der Parameter time-to-minimal-systolic-volume (Tmsv) wurde in verschiedenen, unten angeführten Segmentmodellen analysiert. Folgende Parameter wurden zur Auswertung eingeschlossen:
Tmsv 12-DIF (%)
Relative Differenz des Tmsv für die 6 basalen und 6 mittleren Segmente des linken
Ventrikels.
Tmsv 12-DIF (ms)
Absolute Differenz des Tmsv für die 6 basalen und 6 mittleren Segmente des linken
Ventrikels.
Tmsv 12-SD (%)
Relative Standardabweichung des Tmsv für die 6 basalen und 6 mittleren Segmente
des linken Ventrikels.
Tmsv 12-SD (ms)
Absolute Standardabweichung des Tmsv für die 6 basalen und 6 mittleren Segmente
des linken Ventrikels.
Tmsv 16-DIF (%)
Relative maximale Differenz des Tmsv für die 6 basalen, 6 mittleren und 4 apikalen
Segmente des linken Ventrikels. Der Apex wird nicht berücksichtigt.
Tmsv 16-DIF (ms)
Absolute maximale Differenz des Tmsv für die 6 basalen, 6 mittleren und 4 apikalen
Segmente des linken Ventrikels. Der Apex wird nicht berücksichtigt
Tmsv 16-SD (%)
Relative Standardabweichung der Zeitspanne bis zum Tmsv für die 6 basalen, 6 mittleren und 4 apikalen Segmente des linken Ventrikels. Der Apex wird nicht berücksichtigt.
Tmsv 16-SD (ms)
Absolute Standardabweichung der Zeitspanne bis zum Tmsv für die 6 basalen, 6
mittleren und 4 apikalen Segmente des linken Ventrikels. Der Apex wird nicht berücksichtigt
Tmsv 6-DIF (%)
Relative Differenz des Tmsv für die 6 basalen Segmente des linken Ventrikels.
Tmsv 6-DIF (ms)
Absolute Differenz des Tmsv für die 6 basalen Segmente des linken Ventrikels.
Tmsv 6-SD (%)
Relative Standardabweichung des Tmsv für die 6 basalen Segmente des linken Ventrikels.
Tmsv 6-SD (ms)
Absolute Standardabweichung des Tmsv für die 6 basalen Segmente des linken
Ventrikels
Tmsv S-L (%)
Relative Differenz des Tmsv zwischen den basal septalen und lateralen Segmenten
des linken Ventrikels.
Tmsv S-L (ms)
Absolute Differenz des Tmsv zwischen den basal septalen und lateralen Segmenten
des linken Ventrikels.
Tmsv S-P (%)
Relative Differenz des Tmsv zwischen den basal septalen und posterioren Segmenten
des linken Ventrikels.
Tmsv S-P (ms)
Absolute Differenz des Tmsv zwischen den basal septalen und posterioren Segmenten des linken Ventrikels.
Tab. 1: zusätzliche Messwerte der dreidimensionalen echokardiographischen Untersuchung
38
Abbildung zur weiteren Analyse des 3D-Datensatzes: Nach Generierung eines 3DAusgußpräperates des linken Ventrikels wird dieser in 16 Segmente unterteilt.
Linkes Bild unter Eigenrhythmus (Sinusrhythmus, SR), rechtes Bild unter Schrittmacherstimulation (VVI 90/min): Bereits visuell zeigt sich eine deutliche Desynchronisation unter
rechtsventrikulärem pacing (obige Bildreihe entsprechend einem 4-Kammer-Blick, untere
Bildreihe mit Blickrichtung auf den linksventrikulären Apex, Abbildung unten zu endsystolischem Zeitpunkt mit korrespondierendem enddiastolischen Rahmengitter):
SR 70/min.
VVI 90/min.
39
Abbildung zur weiteren Analyse des 3D-Datensatzes: Generierung von Volumen-ZeitKurven für die jeweiligen Segmente mit Markierung des Zeitpunkts des segmental kleinsten Volumens (rote Pfeile). Bild oben unter Eigenrhythmus (Sinusrhythmus – SR) mit
parallel verlaufenden Kurven, Bild unten unter Schrittmacherstimulation (VVI 90/min) mit
desynchronem Kurvenverlauf und Betonung der apikalen, apikoseptalen und septalen
Segmente.
SR 70/min.
----------------------------Funktionelle Systole------------------
VVI 90/min.
apikal
------------Funktionelle Systole---------apikoseptal
septal
40
Abbildung zur Analyse der Globalfunktion des linken Ventrikels anhand der Messwerte
aus dem linksventrikulären Volumenausgußpräperat (oberes Bild unter Eigenrhythmus/Sinusrhythmus, unteres Bild unter Schrittmacherstimulation (VVI)).
Unter Schrittmacherstimulation zeigt sich eine Abnahme des enddiastolischen Volumens
(EDV), des Schlagvolumens (SV) und somit auch der Ejektionsfraktion (EF).
41
3.6
Echosignalverstärker
Bei zwei der untersuchten Patienten lag eine unter nativen Bedingungen
zu schlechte Schallqualität vor, so dass wir zur Echosignalverstärkung ein
linksherzgängiges Echokontrastmittel einsetzen (SonoVue®, Firma Bracco,
Ultraschallkontrastmittel der zweiten Generation). Die Herstellung der Lösung erfolgt durch Zugabe von 0,9% Kochsalzlösung zu einem lyophilisierten Pulver. Durch vorsichtiges Schütteln entstehen Mikrobläschen aus
Schwefelhexaflourid. Die Mikrobläschen haben einen mittleren Durchmesser von etwa 2,5 µm, wobei 90% einen Durchmesser <6µm und 99% einen Durchmesser <11 µm haben. Jeder Milliliter der hergestellten Lösung
enthält 8 µl der Mikrobläschen. Die Grenzfläche zwischen dem Schwefelhexaflouridbläschen und dem wässrigen Medium wirkt als Reflektor des
Ultraschallstrahls. Dies führt zu einer Verstärkung der Blutechogenität und
erhöht den Kontrast zwischen Blut und dem umgebenden Gewebe. Der
Reflexionsgrad ist allerdings von der Konzentration der Mikrobläschen und
der Frequenz des Ultraschallstrahls abhängig. Bei einer B-ModeUntersuchung in der Echokardiographie hält dieser Effekt etwas mehr als
2 Minuten, bei Doppleruntersuchungen des Gefäßsystems 3 bis 8 Minuten
an. Da wir repetitive Gaben des Kontrastmittels nach Möglichkeit vermeiden wollten, war daher das Zeitfenster für die echokardiographische Untersuchung begrenzt.
Bei Schwefelhexaflourid handelt es sich um ein inertes, ungiftiges Gas,
welches in wässriger Lösung schwer löslich ist.
Schwefelhexaflourid löst sich im Blut und wird anschließend abgeatmet.
An gesunden Probanden beträgt die mittlere Halbwertszeit 12 Minuten.
Häufige unerwünschte Wirkungen von SonoVue sind Kopfschmerzen,
veränderte Empfindung an der Injektionsstelle, Übelkeit, Flush, Parästhesien und Geschmacksstörungen [14].
42
3.7
Durchführung der Untersuchungen
Wir bestellten die 27 ausgewählten Patienten zu einer außerordentlichen
Schrittmacherkontrolle in die Schrittmacherambulanz des Universitätsklinikums Erlangen ein. Anhand eines kurzen Fragebogens wurden wichtige Daten der Patienten wie derzeitige Medikamenteneinnahme, kardiale
Vorerkrankungen, Grund der Schrittmacherimplantation und kardiale
Risikofaktoren erfasst. In Folge bestimmten wir Körpergröße, aktuelles
Gewicht und den Blutdruck der Probanden. Beim anschließenden Auslesen der Herzschrittmacher galt unser besonderes Augenmerk der Grundfrequenz sowie den prozentualen Anteilen der Schrittmacheraktivität (pacing) innerhalb der letzten sechs Monate.
Erfasst wurden Daten von Ein- als auch Zwei-Kammer-Systemen der Firmen Biotronik, St. Jude Medical und Medtronic. 49,2% der Patienten zeigten im letzten 6-Monats-Zeitraum eine Schrittmacheraktivität. Dabei lagen
die durchschnittlichen Stimulationsraten atrial bei 32,6% (0%-97%) und
ventrikulär bei 33,1% (0%-68%). Die übrigen 50,8% der Patienten zeigten
im 6-Monats-Zeitraum keine Schrittmacherstimulation. Zum Untersuchungszeitpunkt zeigten alle Patienten einen Eigenrhythmus.
Im Anschluss wurde bei den Probanden unter EKG-Kontrolle eine zweiund dreidimensionale echokardiographische Untersuchung in der Eigenfrequenz und dann während Schrittmacherstimulation durchgeführt.
Die anschließende PC-Auswertung erfolgte mittels des oben beschriebenen Programms QLAB® der Firma Philips.
43
3.8
Statistik
Nach Auswertung der Daten im Excel-Tabellenkalkulationsprogramm wurden Konfidenzintervalle und Korrelationen bestimmt. Bei einigen Bestimmungen wie dem Zusammenhang der Stimulationshäufigkeit und der Desynchronisation ist die Aussagekraft aufgrund der für Beweisbarkeit eines
derartigen Zusammenhangs nötigen zu geringen Datenmenge limitiert. In
der Analyse wurde ein gepaarter T-Test verwendet, das Signifikanzniveau
lag bei p<0,05.
44
4
Ergebnisse
4.1
Patientendaten
Verschiedenste kardiale Risikofaktoren wurden bei den Probanden dokumentiert. So litten 11% der untersuchten Patienten unter einem Diabetes
mellitus, 72% unter arterieller Hypertonie, 33% unter Hyperlipidämie und
39% gaben einen regelmäßigen Nikotinkonsum an. Die Medikamentenanamnese ergab bei 64% der Probanden eine Dauermedikation mit
β-Blockern. Einer Therapie mit Calciumantagonisten unterlagen 7% der
Patienten, mit Digitalis wurden 23% der Patienten behandelt und ACEHemmer wurden von 62% der Probanden regelmäßig eingenommen.
BASISDATEN
n
männlich
Alter
body-mass-index (BMI)
Größe (cm)
Gewicht (kg)
RR sys (mmHg)
RR dia (mmHg)
Puls (bpm)
Risikofaktoren
Medikamente
chronische KHK
Mitralklappeninsuffizienz
Linkes Atrium (mm)
LVEDD (mm)
Indikation
Diabetes
Hyperonie
Hyperlipid
Nikotin
Beta-Blocker
Ca-Blocker
Digitalis
ACE-Hemmer
SSS
AV-Block
ventr. Stimulation (6 Mo.)
atriale Stimulation (6 Mo.)
Tab. 2: Basisdaten; MV = Mittelwert, SD = Standardabweichung
27
85%
71 ±13
28 ± 4
172 ± 9
83 ± 13
137 ± 24
78 ± 9
77 ± 13
11%
72%
33%
39%
64%
7%
23%
62%
29%
23%
38 ± 6
51 ± 6
42%
58%
28%
30%
MV±SD
MV±SD
MV±SD
MV±SD
MV±SD
MV±SD
MV±SD
MV±SD
MV±SD
45
4.2
Grunddaten
der
echokardiographischen
Untersu-
chungen
Unten angeführte Tabelle zeigt die Ergebnisse der Messungen unter Eigenrhythmus.
Angeführt sich dabei zunächst aus dem 3D-Datensatz berechnetes enddiastolisches Volumen (EDV), Herzfrequenz (HF), Ejektionsfraktion (EF),
endsystolisches Volumen (ESV), Schlagvolumen (SV), time-to-minimalsystolic-volume (Tmsv) für ein 12-Segment-Modell (Tmsv 12), ein 16Segment-Modell (Tmsv 16), ein 6-Segment-Modell (Tmsv 6), ein septaleslaterales Modell (Tmsv SL) und ein septales-posteriores Modell (Tmsv
SP).
Anschließend folgen aus dem konventionellem 2D-Datenbild berechnete
Werte für das linksventrikulär enddiastolische Volumen (LVEDV), die Ejektionsfraktion (EF), das biplan berechnete Schlagvolumen (SV plan), das
time-velocity-integral des Aortenklappenausstroms (AK) und des Mitralklappeneinstroms (MK), das über Flußgradienten berechnete Schlagvolumen (SV flow)
46
RUHE/EIGENRHYTHMUS 3D
EDV
HF
EF
ESV
SV
bpm
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
12-Dif
12-Dif
12-SD
12-SD
(%)
(ms)
(%)
(ms)
Patient
1
128
64
68
41
87
22,43
177
5,76
48
2
110
58
64
40
70
12,77
127
2,45
29
3
145
70
62
55
90
19,4
155
4,03
32
4
87
64
62
33
54
14,97
153
5,7
57
5
120
53
52
58
62
4,05
46
1,3
15
6
129
70
62
49
80
13,8
144
6,42
62
7
160
80
50
80
80
68,54
501
17,81
130
8
145
78
62
55
90
20,67
168
5,98
51
9
98
70
57
42
56
24,77
212
6,24
53
10
128
75
61
50
78
18,57
180
7,3
71
11
119
92
62
45
74
30,63
204
13,72
91
12
103
64
58
43
60
51,36
482
13,33
125
13
160
57
46
86
74
0,73
5
0,29
2
14
115
68
62
44
71
44,8
396
12,14
107
15
92
60
56
40
52
15,11
107
5,35
38
16
219
56
38
136
83
42,73
325
16,08
122
17
89
69
54
41
48
21,56
188
7,77
68
18
192
76
45
106
86
8,22
67
2,8
23
19
200
61
56
88
112
33,4
329
12,77
126
20
120
53
74
31
89
31,63
275
10,48
91
21
115
86
49
59
56
28,67
200
8,91
62
22
118
64
66
40
78
22,48
163
8,77
63
23
110
86
53
52
58
14,63
102
5,45
38
24
124
60
65
43
81
37,6
220
12,94
89
25
243
52
55
109
134
47,23
403
17,8
132
26
142
52
20
114
28
32,76
378
10,3
119
27
88
60
65
31
57
15,03
101
13,1
90
MV
133
67
56
60
74
26
215
9
72
SD
40
11
11
28
21
Tab. 3: Daten der 3D-Messungen, Eigenrhythmus in Ruhe
47
RUHE/EIGENRHYTHMUS 3D (Fortsetzung)
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
16-Dif
16-Dif
16-SD
16-SD
6-Dif
6-Dif
6-SD
6-SD
(%)
(ms)
(%)
(ms)
(%)
(ms)
(%)
(ms)
1
22,43
177
4,33
54
7,88
31
4,2
15
2
18,43
169
3,2
46
6,22
21
2,94
17
3
20,06
172
5,5
48
6,01
20
3,1
19
4
24,88
220
5,8
50
18,45
177
13,81
89
5
24,9
221
6,3
53
2,58
29
1,01
11
6
21,4
225
7,2
76
14,33
140
6,8
70
7
69,88
511
17,85
131
26,88
197
12,33
90
8
23,5
178
4,9
58
8,2
34
5,32
17
9
24,77
212
5,56
48
24,77
212
9,05
78
10
19,83
192
7,02
68
17,3
167
8,16
79
11
57,78
333
18,02
104
30,63
204
11,76
78
12
74,4
698
22,97
215
18,72
176
8,47
79
13
16,9
103
4,21
26
0
0
0
0
14
46,28
408
14,36
127
14,64
129
6,89
61
15
15,11
107
5,72
40
6,14
43
2,51
18
16
42,73
325
14,85
113
42,73
325
17,52
133
17
44,08
383
11,28
98
8,15
71
3,58
31
18
11,31
92
3,3
27
6,17
50
2,63
21
19
93,15
810
25,71
224
32,48
320
14,36
141
20
60,85
529
14,92
130
20,12
175
8,93
78
21
33,44
233
9,64
67
28,67
200
10,77
75
22
22,48
163
7,85
57
21,9
158
10,07
73
23
19,31
135
5,88
41
12,29
86
5,46
38
24
42,57
367
15,7
115
20,15
174
8,65
75
25
52,55
412
19,33
160
23,77
243
9,44
89
26
37,44
432
11,76
136
17,94
207
6,46
75
27
15,03
101
13,1
90
4,72
41
2,89
18
MV
35
293
11
89
16
134
7
58
Patient
SD
Tab. 3: Daten der 3D-Messungen, Eigenrhythmus in Ruhe (Forts.)
48
RUHE/EIGENRHYTHMUS 3D
(Fortsetzung)
TmsvSL
TmsvSL
TmsvSP
TmsvSP
(%)
(ms)
(%)
(ms)
1
2,56
12
1,29
5
2
0
0
0
0
3
0
0
0
0
4
13,81
89
2,89
26
5
2,58
29
2,21
25
6
8,6
64
7,4
52
7
0
0
0
0
8
5,32
17
2,98
11
9
-0,52
-3
0
0
10
16,46
159
16,46
159
11
28,75
192
26,25
175
12
17,28
162
18,72
176
13
0
0
0
0
14
13,69
121
10,39
92
15
-5,19
-36
-6,14
-42
16
-42,73
-324
-4,53
-33
17
2,4
21
8,15
71
18
-2,06
-16
-3,6
-28
19
-14,64
-143
-32,03
-314
20
15,81
138
-0,48
-3
21
28,67
200
14,33
100
22
-1,73
-12
-21,9
-157
23
11,71
82
9,95
69
24
12,66
143
12,66
143
25
9,89
91
12,54
114
26
5,46
63
156
18
27
0
0
0
0
MV
5
39
9
24
Patient
SD
Tab. 3: Daten der 3D-Messungen, Eigenrhythmus in Ruhe (Forts.)
49
RUHE/EIGENRHYTHMUS 2D
LVEDV
EF
SV (plan)
IVS
LVEDD
ml
(%)
(ml)
1
110
62
68
11
54
2
93
58
54
10
53
3
131
54
71
12
56
4
62
60
37
11
45
5
115
58
67
11
43
6
125
62
78
12
39
7
111
63
70
12
56
8
139
54
75
10
56
9
92
57
52
12
48
10
124
64
79
10
55
11
111
69
77
13
47
12
99
64
63
14
43
13
101
59
60
12
43
14
84
52
44
9
56
15
85
71
60
11
41
16
300
34
102
12
62
17
94
52
49
11
53
18
190
42
80
12
52
19
181
58
105
13
60
20
104
71
74
11
51
21
98
52
51
12
48
22
99
72
71
11
53
23
119
57
68
12
49
24
107
64
68
10
56
25
249
58
144
13
58
26
140
23
32
11
57
27
86
64
55
9
48
MV
124
58
69
11
51
SD
52
11
22
1
6
Patient
Tab. 4: Daten der 2D-Messungen, Eigenrhythmus in Ruhe
50
RUHE/EIGENRHYTHMUS 2D (Fortsetzung)
Aorta
LA
AK
MK
AK
SV (flow)
(VTI)
(VTI)
Diameter
(ml)
Patient
1
28
38
28
25
19
79
2
25
39
41
24
18
104
3
28
47
30
34
19
85
4
26
41
21
15
19
60
5
24
38
25
20
19
71
6
23
38
22
19
18
56
7
37
36
23
21
24
104
8
30
36
21
19
22
80
9
28
39
23
19
21
80
10
27
39
24
22
22
91
11
36
44
28
24
24
127
12
30
41
37
16
19
105
13
30
32
24
24
22
91
14
31
39
21
16
22
80
15
32
21
68
25
12
77
16
37
44
27
24
26
143
17
27
35
27
20
21
94
18
23
40
35
20
21
121
19
30
51
22
26
23
91
20
28
31
26
16
21
90
21
29
40
19
27
23
79
22
27
33
19
19
21
66
23
24
33
22
20
20
69
24
32
32
23
15
22
87
25
28
42
27
26
25
133
26
27
43
22
20
22
84
27
25
32
32
22
19
91
MV
29
38
27
21
21
90
SD
4
6
10
4
3
21
Tab. 4: Daten der 2D-Messungen, Eigenrhythmus in Ruhe (Forts.)
51
Im Weiteren werden unten die Ergebnisse der Messungen unter Schrittmacherstimulation (VVI 90/min) aufgelistet.
Angeführt sind dabei zunächst aus dem 3D-Datensatz berechnetes enddiastolisches Volumen (EDV), Herzfrequenz (HF), Ejektionsfraktion (EF),
endsystolisches Volumen (ESV), Schlagvolumen (SV), time-to-minimalsystolic-volume (Tmsv) für ein 12-Segment-Modell (Tmsv 12), ein 16Segment-Modell (Tmsv 16), ein 6-Segment-Modell (Tmsv 6), ein septaleslaterales Modell (Tmsv SL) und ein septales-posteriores Modell (Tmsv
SP).
Anschließend folgen aus dem konventionellem 2D-Datenbild berechnete
Werte für das linksventrikulär enddiastolische Volumen (LVEDV), die Ejektionsfraktion (EF), das biplan berechnete Schlagvolumen (SV plan), das
time-velocity-integral des Aortenklappenausstroms (AK) und des Mitralklappeneinstroms (MK), das über Flußgradienten berechnete Schlagvolumen (SV flow).
52
STIMULATION 3D
EDV
HF
EF
ESV
SV
bpm
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
12-Dif
12-Dif
12-SD
12-SD
(%)
(ms)
(%)
(ms)
Patient
1
109
75
59
45
64
59,2
312
15,2
88
2
94
68
58
39
55
28,66
276
5,32
62
3
132
82
55
59
73
30,62
207
13,41
92
4
84
75
60
34
50
28,6
277
9,7
110
5
115
65
50
58
58
23,56
267
8,09
92
6
120
80
55
54
66
19,48
182
10,5
88
7
144
90
45
79
65
82,6
551
30,08
201
8
116
88
55
52
64
42,77
328
10,41
106
9
91
77
42
53
38
42,7
278
8,76
66
10
118
88
56
52
66
76,05
608
29,18
233
11
92
100
52
44
48
57,78
333
18,51
107
12
87
75
55
39
48
66,75
400
16,9
101
13
152
68
40
91
61
13,68
144
5,33
56
14
102
78
55
46
56
67,17
517
22,62
174
15
86
85
43
49
37
47,97
267
18,62
103
16
204
74
32
139
65
50,48
541
18,83
202
17
91
78
38
56
35
59,21
363
16,43
101
18
187
84
48
97
90
16,89
133
4,89
39
19
183
69
50
92
92
82,8
720
21,29
185
20
118
60
64
42
76
49,32
558
17,55
199
21
110
98
37
69
41
17,53
104
5,86
35
22
115
82
49
59
56
45,78
429
16,7
157
23
107
90
47
57
50
23,68
163
9,94
69
24
120
72
59
49
71
42,78
265
18,4
106
25
220
60
52
106
114
57,54
450
19,3
145
26
167
60
17
139
28
76,68
648
20,91
177
27
90
70
45
50
41
32,89
251
18,26
176
MV
124
77
49
65
59
46
355
15
121
SD
38
11
10
28
19
Tab. 5: Daten der 3D-Messungen, Schrittmacher-Stimulation
53
STIMULATION 3D (Fortsetzung)
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
Tmsv
16-Dif
16-Dif
16-SD
16-SD
6-Dif
6-Dif
6-SD
6-SD
(%)
(ms)
(%)
(ms)
(%)
(ms)
(%)
(ms)
1
45,2
387
9,16
197
18,32
75
9,2
42
2
32,56
402
7,01
84
11,3
53
6,02
39
3
73,89
490
24,7
154
12,01
42
8,2
76
4
55,3
430
11,6
107
30,4
280
19
151
5
53,37
604
13,43
152
19,51
221
7,66
87
6
48,04
452
22,6
152
30,6
201
10,77
77
7
82,6
551
29,94
200
32,45
216
13,25
88
8
46,9
392
10,43
201
17,44
71
10,5
42
9
59,74
466
15,46
120
32,56
285
2,1
20
10
87,28
698
31,87
255
69,42
555
31,35
251
11
73,75
492
22,46
150
57,78
333
24,9
144
12
66,75
400
17,87
107
54
324
18,73
112
13
21,37
225
7,11
75
13,68
144
6,74
71
14
89,92
692
26,8
206
37,92
292
19,62
151
15
62,12
345
20,1
112
46,74
260
19,98
111
16
68,83
738
21,41
229
33,04
354
15,72
168
17
59,21
363
15,21
93
31,31
192
11,33
69
18
16,89
133
5,47
43
6,86
54
2,72
21
19
54,44
536
16,01
157
36,74
320
14,34
125
20
49,32
558
15,61
177
48,95
554
22,23
252
21
51,9
308
11,15
66
17,53
104
6,9
41
22
45,78
429
15,15
142
45,33
425
20,86
196
23
23,68
163
8,87
61
5,92
41
2,36
16
24
63,66
399
10,26
201
18,58
78
10,65
82
25
51,67
410
23,64
199
38,89
390
10,21
96
26
89,46
756
20,58
174
75,61
639
24,89
210
27
39,28
288
18,99
179
12,56
112
4,94
52
MV
56
448
17
148
32
244
13
103
Patient
SD
Tab. 5: Daten der 3D-Messungen, Schrittmacher-Stimulation (Forts.)
54
STIMULATION 3D (Fortsetzung)
TmsvSL
TmsvSL
TmsvSP
TmsvSP
(%)
(ms)
(%)
(ms)
Patient
1
6,1
28
4,1
13
2
16,7
142
14,8
133
3
16,46
152
16,46
152
4
28,93
191
12,6
142
5
19,14
217
1,47
17
6
15,88
147
13,05
143
7
21,5
156
21,5
156
8
11,05
46
6,23
25
9
-21,91
-187
2,86
25
10
-62,78
-501
-49,51
-395
11
57,78
333
42,61
246
12
54
324
29,25
176
13
0
0
12,4
131
14
-37,38
-287
-37,92
-291
15
-30,75
-170
-30,75
-170
16
-24,78
-265
-32,58
-348
17
4,76
29
-2,04
-12
18
6,86
54
4,22
33
19
-3,11
-26
-36,74
-319
20
-32,76
-370
-29,08
-328
21
1,4
8
0
0
22
-34,67
-324
-36,89
-345
23
4,14
29
4,74
33
24
18,66
77
18,66
77
25
10,15
94
10,15
94
26
13,85
117
-19,7
-165
27
12,33
111
12,33
111
MV
3
5
-2
-25
SD
Tab. 5: Daten der 3D-Messungen, Schrittmacher-Stimulation (Forts.)
55
STIMULATION 2D
LVEDV
EF
SV (plan)
AK
MK
SV (flow)
ml
(%)
(ml)
(VTI)
(VTI)
(ml)
1
97
55
53
24
20
68
2
86
50
43
23
20
59
3
122
50
61
25
28
71
4
60
58
35
19
14
54
5
110
55
61
22
18
62
6
117
50
59
20
17
51
7
98
48
47
18
15
81
8
143
42
60
15
18
57
9
80
50
40
13
17
45
10
116
52
60
18
14
68
11
99
64
63
19
17
86
12
105
55
58
30
17
85
13
95
64
61
21
12
80
14
82
38
31
19
12
72
15
80
52
42
58
21
66
16
290
32
93
23
13
122
17
87
48
42
20
14
69
18
164
37
61
31
14
107
19
153
56
86
14
17
58
20
87
57
50
29
21
100
21
95
50
48
22
24
91
22
89
49
44
18
15
62
23
97
47
46
21
16
66
24
102
60
61
21
14
80
25
187
51
95
22
14
108
26
136
21
29
20
18
76
27
87
56
49
33
16
94
MV
113
50
55
23
17
76
SD
45
9
17
9
4
19
Patient
Tab. 6: Daten der 2D-Messungen, Schrittmacher-Stimulation
56
4.3
Vergleich
der
Volumina,
Ejektionsfraktion
und
Klappengradienten im Eigenrhythmus und während
Schrittmacherstimulation
In der zweidimensionalen echokardiographischen Aufzeichnung ist eine
Abnahme des linksventrikulären enddiastolischen Füllungsvolumens unter
Schrittmacherstimulation im Vergleich zum Eigenrhythmus von durchschnittlich 124 ml ± 52 ml auf 113 ml ± 45 ml um 8,9% (= 11 ml) zu beobachten. Es besteht allerdings keine Signifikanz. Ähnliche Ergebnisse liegen bei der Ejektionsfraktion vor. Hier ist eine Abnahme von 58% ± 11%
im Eigenrhythmus auf 50% ± 9% unter Schrittmacherstimulation festzustellen, was einer Reduktion von 8 % entspricht. Es zeigt sich hier aber ein
signifikanter Zusammenhang (p < 0,01). Bei der Betrachtung des planimetrischen Schlagvolumens, berechnet über die Ejektionsfraktion aus der
Flächenkurve, erkennt man eine signifikante Abnahme von durchschnittlich 69 ml ± 22 ml auf 55 ml ± 17 ml. Bei dem über den Fluss gerechneten Schlagvolumen ergibt sich mit einer Abnahme von durchschnittlich 90 ml ± 21 ml im Eigenrhythmus auf 76 ml ± 19 ml unter
Schrittmacherstimulation ein vergleichbarer Wert. Die real time 3DAufzeichnungen bestätigten diese Ergebnisse. So kann hier eine Abnahme des linksventrikulären enddiastolischen Füllungsvolumens um durchschnittlich 6,8% von 133 ml ± 40 ml im Eigenrhythmus zu 124 ml ± 38 ml
unter Schrittmacherstimulation beobachtet werden (nicht signifikant). Bei
der Ejektionsfraktion ist ähnlich wie zuvor in der zweidimensionalen Messung eine signifikante Abnahme der um 7% von ursprünglich 56% ± 11%
im Eigenrhythmus auf 49% ± 10% während Schrittmacherstimulation zu
erkennen. Beim planimetrisch gerechneten Schlagvolumen ist eine signifikante Abnahme von 74 ml ± 21 ml im Grundrhythmus auf 59 ml ± 19 ml
während Schrittmacherstimulation, also um 20,27%, zu erkennen.
Ebenso wie das über den Fluss gemessene Schlagvolumen wurde das
velocity-time-integral (VTI) über der Aorten- und Mitralklappe nur in der
zweidimensionalen echokardiographischen Untersuchung bestimmt. Bei
der VTI-Bestimmung über der Aortenklappe konnte eine nicht signifikante
57
Abnahme des VTI um durchschnittlich 4 cm von 27 cm ± 10 cm während
der Untersuchung im Eigenrhythmus auf 23 cm ± 9 cm während Schrittmacherstimulation verzeichnet werden. Im Gegensatz dazu zeigte die
Messung des VTI über der Mitralklappe eine hochsignifikante Reduktion
unter Schrittmacherstimulation (p < 0,01). So ist eine Abnahme von durchschnittlich 4 cm von 21cm ± 4 cm im Eigenrhythmus zu 17 cm ± 4 cm unter Schrittmacherstimulation gemessen worden.
VERGLEICH EIGENRHYTHMUS VS. SCHRITTMACHERSTIMULATION
SMStimulation
Eigenrhythmus
Puls
(bpm)
2D
3D
p-Wert
MV
SD
MV
SD
67
11
77
11
0,001
LVEDV
EF
SV
SV (flow)
VTI (av)
VTI (mv)
(ml)
(%)
(ml)
(ml)
(cm)
(cm)
124
58
69
90
27
21
52
11
22
21
10
4
113
50
55
76
23
17
45
9
17
19
9
4
0,430
0,008
0,012
0,010
0,083
0,0001
n.s.
LVEDV
EF
SV
(ml)
(%)
ml
133
56
74
40
11
21
124
49
59
38
10
19
0,397
0,010
0,012
n.s.
Tmsv 12
Tmsv 12
Tmsv 16
Tmsv 16
Tmsv 6
Tmsv 6
Tmsv SL
Tmsv SL
Tmsv SP
Tmsv SP
%
ms
%
ms
%
ms
%
ms
%
ms
26
215
35
293
23
134
5
39
9
24
9
72
11
89
7
58
46
355
56
448
32
244
3
5
-2
-25
15
121
17
148
13
103
0,0002
0,001
0,0005
0,002
0,001
0,005
0,719
0,456
0,177
0,250
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
Tab. 7: Vergleich der Gesamtdaten von Eigenrhythmus vs. Schrittmacher-Stimulation (VVI) mit Angabe von
Mittelwert (MV) und Standardabweichung (SD)
58
Abbildungen zum Vergleich der Ejektionsfraktion im Grundrhythmus versus VVISchrittmacherstimulation in der 3D-Analyse: Die obere Abbildung zeigt bei allen Probanden eine Abnahme der Ejektionsfraktion. Auch die beiden - nicht in die Endauswertung
eingegangenen, aber mitgeführten - Patienten mit einer höhergradig eingeschränkten
linksventrikulären Ausgangsfunktion zeigten unter Schrittmacherstimulation eine weitere
Verschlechterung der Ejektionsfraktion.
1 = Grundrhythmus; 2 = Schrittmacherstimulation
59
4.4
Vergleich der Ergebnisse der zwei- und dreidimensionalen echokardiographischen Untersuchungen
Betrachtet man das linksventrikuläre enddiastolische Füllungsvolumen, so
ergeben sich in der zweidimensionalen Messung durchschnittlich 124 ml ±
52 ml im Eigenrhythmus und 113 ml ± 45 ml unter Schrittmacherstimulation. Bei den dreidimensionalen Messungen ergeben sich im Eigenrhythmus durchschnittliche Werte von 133 ml ± 40 ml, was einer Abweichung
gegenüber den zweidimensional gemessenen Werten um 9 ml oder
7,25% entspricht, und 124 ml ± 38 ml unter Schrittmacherstimulation, also
11 ml oder 9,73% mehr Volumen in den 3D- verglichen zu den 2DMessungen. Allgemein erhält man bei den dreidimensionalen Aufnahmen
höhere Werte für das linksventrikuläre enddiastolische Volumen als in den
zweidimensionalen Messungen. Bei einem Korrelationskoeffizienten von
r=0,74 korrelieren die Werte der 2D- und 3D-Volumen-Messungen tendenziell gut miteinander, erreichen aber kein suffizientes Signifikanzniveau.
60
Im Vergleich der Ejektionsfraktion zeigt sich kein signifikanter Unterschied
zwischen zweidimensionaler oder dreidimensionaler Berechnung. Da sich
sowohl die enddiastolischen als auch die endsystolischen Volumina bei
der dreidimensionalen Bestimmung als höher erwiesen, war der bias der
Ejektionsfraktionsberechnung sowohl im Zähler als auch im Nenner unidirektional verändert, was mathematisch einer automatischen Korrektur entspricht, so dass im Ergebnis die Ejektionsfraktion keinen wesentlichen Unterschied zwischen 2D-Berechnung oder 3D-Berechnung aufwies.
Aufgrund der Kumulation der berechneten Ejektionsfraktionen in einem
relativ kleinen Fenster (Standardabweichungen aller Ejektionsfraktionsberechnungen 9-11%) ist die Korrelation der Ejektionsfraktion im Vergleich
von 2D zu 3D geringer als beim Volumenvergleich.
So ergibt sich in den zweidimensionalen Aufnahmen ein Durchschnittswert
von 58% ± 11% für die Ejektionsfraktion im Eigenrhythmus und 50% ± 9%
während Schrittmacherstimulation. Bei dreidimensionaler Berechnung ist
der Wert für die Ejektionsfraktion nur marginal geringer. Bei Eigenrhythmus beträgt die Differenz lediglich 2%-Punkte (56% Ejektionsfraktion bei
3D vs. 58% bei 2D); unter Schrittmacherstimulation zeigte sich nur ein 1%
Unterschied (49% Ejektionsfraktion bei 3D vs. 50% bei 2D).
61
62
4.5
Vergleich der segmentalen Synchronität im 6-, 12und 16-Segmentmodell
Bei der Bestimmung der Synchronität respektive Desynchronisation des
linken Ventrikels unter Schrittmacherstimulation durch Messung der Zeit
zum kleinsten systolischen Volumen (time-to-minimal-systolic-volume,
Tmsv)
in der dreidimensionalen echokardiographischen Untersuchung
erschlossen sich die Werte im 6-(Tmsv 6), 12-(Tmsv 12) und 16-(Tmsv 16)
Segmentmodell wie folgt:
Bei der relativen Bestimmung des Tmsv 12 ergab sich im Eigenrhythmus
ein Mittelwert von 26% ± 9%. Unter Schrittmacherstimulation stieg der Mittelwert auf 46% ± 15%. Hierbei zeigt sich bei einem p-Wert von 0,0002 ein
hochsignifikanter Zusammenhang. Die Berechnung des absoluten Wertes
für das Tmsv 12 in Millisekunden erbrachte ebenfalls einen signifikanten
Zusammenhang (p-Wert 0,001). Im Eigenrhythmus errechneten sich für
das Tmsv 12 215 ms ± 72 ms Verzögerung zwischen dem frühesten und
dem am spätesten liegenden Segment, unter Schrittmacherstimulation
war der Mittelwert mit 355 ms ± 121 ms deutlich verlängert.
Bei der prozentualen Bestimmung des Tmsv 16 errechnete sich im Eigenrhythmus ein Mittelwert von 35% ± 11%. Unter Schrittmacherstimulation
ergab sich ein Mittelwert von 56%, ± 17%. Auch hier ist der Zusammenhang bei einem p-Wert hoch signifikant (p<0,001). Bei der Berechnung
des absoluten Wertes des Tmsv 16 in Millisekunden zeigte sich im Grundrhythmus ein Mittelwert von 293 ms ± 89 ms und während Schrittmacherstimulation ein Mittelwert von 448 ms ± 148 ms. Der Zusammenhang ist
bei einem p-Wert von 0,002 ebenfalls signifikant. Demnach ist festzustellen, dass sich ähnliche Messergebnisse bei der Betrachtung des Tmsv 12
als auch des Tmsv 16 mit jeweils hoch signifikanter Zunahme der zeitlichen Verzögerung der segmentalen Kontraktionen zeigen.
Bei der relativen Berechnung des Tmsv 6 ergibt sich im Eigenrhythmus
ein Mittelwert von 23% ± 7% und bei Schrittmacherstimulation ein Mittelwert von 32% ± 13% (p<0,001). Bei der Berechnung des Absolutwertes
63
des Tmsv 6 errechneten sich Werte von 134 ± 58ms im Grundrhythmus
und 244 ± 103ms unter Schrittmacherstimulation, p<0,005 (Tab. 3, Tab. 5,
Tab. 7).
Die Messergebnisse des Tmsv im 12-, 16- und 6-Segmentmodell in der
dreidimensionalen echokardiographischen Untersuchung beweisen eine
signifikante
Desynchronisation
unter
Schrittmacherstimulation.
Nicht-signifikante Ergebnisse erbrachte der Vergleich des Tmsv SL im Eigenrhythmus und während Schrittmacherstimulation. Bei der relativen Berechnung in Prozent errechnete sich ein Wert von 5% im Grundrhythmus
und 3% unter Schrittmacherstimulation. Die absolute Berechnung in Millisekunden ergab Werte von 39 ms im Eigenrhythmus und 5 ms unter
Schrittmacherstimulation. Ebenfalls nicht signifikante Zusammenhänge
ergab die Berechnung des Tmsv SP. Die relative Berechnung erbrachte
Werte von 9% im Grundrhythmus und -2% während Schrittmacherstimulation. Die absoluten Werte waren 24 ms im Eigenrhythmus und -25 ms bei
Schrittmacherstimulation (Tab. 3, Tab. 5, Tab. 7).
4.5.1 Vergleich der Segmentmodelle
Während ein 16-Segment-Model für den klinischen Alltag eher aufwändiger und unpraktisch erscheint ist das Verwenden von weniger-SegmentModellen attraktiver. In unserem Ansatz wurde daher ein Vergleich von
einem 16-Segment-Modell mit einem 12-Segment-Modell und einem 6Segment-Modell untersucht. Darüber hinaus wurde ein noch primitiveres
System getestet, bei dem nur zwei Myokardzonen verglichen wurden.
Diese orientierten sich an den Abschnitten mit dem vermeintlich größten
Zeitversatz unter Stimulation: Bei rechtsapikaler Stimulation scheint der
linksventrikuläre Kontraktionsablauf zunächst apikoseptal zu beginnen und
in den lateralen und posterioren Abschnitten zu enden. Daher wurde bei
dem einfachsten Modell das gesamte Septum mit der gesamten lateralen
Wand (Tmsv SL) oder der gesamten posterioren Wand verglichen (Tmsv
SP).
64
1 = Grundrhythmus; 2 = SM-Stimulation
Vergleicht man die Messwerte des Tmsv 16 mit denen des Tmsv 12, so
zeigt sich in beiden Modellen bei Schrittmacherstimulation eine Verschlechterung der Synchronität mit Anstieg des Zeitversatzes sowohl in
absoluten als auch relativen Werten (Tmsv 16 448 ± 148ms vs. Tmsv 12
355 ± 121ms, (Tab. 5, Tab. 7). Da im 12-Segment-Modell die apikalen Ab-
65
schnitte nicht erfasst werden und dieses Modell im Vergleich zum 16Segment-Modell einem um 93ms kürzeren Zeitversatz aufweist, ist
Schluss zu folgern, dass ein wesentlicher Anteil der Desynchronisation der
linksventrikulären Kontraktion in einer apikalen Störung begründet liegt. Im
Vergleich zum 6-Segment-Modell wird dieser Sachverhalt noch viel klarer.
So zeigt sich dabei unter Schrittmacherstimulation ein absoluter Zeitversatz von 244 ± 103ms. Dieser ist im Vergleich zum 16-Segment-Modell
um 204ms und im Vergleich zum 12-Segment-Modell um 111ms geringer
ausgeprägt und beweist damit eine deutliche Desynchronisation der apikalen zu den basalen Abschnitten unter Schrittmacherstimulation (Tab. 5,
Tab. 7).
p=0,00117
Der direkte Vergleich des 16-Segment-Modells mit dem 6-SegmentModell, das ja nur die basalen Abschnitte erfasst, lässt aber noch weitere
Rückschlüsse zu, insbesondere wenn man die Ausgangswerte unter intrinsischer Überleitung mit ein bezieht. Im 16-Segment-Modell verlängert
sich das Maß der Synchronität (Tmsv) durch Stimulation um durchschnittlich 155ms, im 6-Segment-Modell verlängert sich die Tmsv durch Stimulation um durchschnittlich 110ms. Bei Umrechnung würde dies bedeuten,
dass beinahe 71% der Schrittmacher-induzierbaren Desynchronisation
66
(absolut 110ms) in der basaler Ebene bedingt sind und nur 29% (absolut
45ms) durch die Deformierung von apikal nach basal verursacht werden
(Tab. 3, Tab. 5, Tab. 7).
p=0,00016
4.6
Vergleich der Patientendaten hinsichtlich
Stimula-
tionshäufigkeit
In unserem Patientenkollektiv zeigten sich hinsichtlich aller gemessenen
Parameter weder in den zweidimensionalen noch in den dreidimensionalen echokardiographischen Untersuchungen signifikante Zusammenhänge
zwischen der 6-Monats-Stimulationsrate und der Abnahme der Ejektionsfraktion, der Veränderung des LVEDV oder des Grades der Desynchronisation (Tab. 3, Tab. 4, Tab. 7). Unter Schrittmacherstimulation war der
Kontraktionsablauf desynchron und bei den meisten Patienten mit höherer
Stimulationsrate war auch nach Abschalten des Schrittmachers eine linksventrikuläre Desynchronisation zu verzeichnen.
Bei Patienten mit einer Stimulationsrate von weniger als 50% in den letzten sechs Monaten ergab sich im Eigenrhythmus ein Mittelwert von 133 ±
36ml für das linksventrikuläre enddiastolische Füllungsvolumen und 123ml
67
(Standardabweichung 33ml) unter Schrittmacherstimulation. Hinsichtlich
der Ejektionsfraktion betrugen die durchschnittlichen Messwerte im Eigenrhythmus 58% (Standardabweichung 9%) und 50% (Standardabweichung
9%) während Schrittmacherstimulation. Vergleicht man diese Werte mit
den Daten der Patienten, bei denen eine Stimulationshäufigkeit von über
50% in den letzten sechs Monaten vorlag, so ergeben sich für das LVEDV
im Eigenrhythmus durchschnittlich Werte von 134ml (Standardabweichung
48ml) und unter Schrittmacherstimulation 127ml (Standardabweichung
47ml) (Tab. 3-6, Tab. 8). Bei der Messung der Ejektionsfraktion betrug der
Mittelwert im Grundrhythmus 54% (Standardabweichung 13%) und 46%
(Standardabweichung 12%) während Schrittmacherstimulation. Bei diesen
Messwerten war aber keine Signifikanz erkennbar, d.h. wenngleich ein
Patient im Langzeitprofil häufiger stimuliert wurde und dadurch auch bei
Eigenrhythmus noch eine leichte Desynchronisation aufwies, zeigte er
trotzdem keine signifikant veränderte Ejektionsfraktion und keine signifikant veränderten linksventrikulär enddiastolische Volumina (Tab. 3-6, Tab.
8).
In der Analyse der Synchronität zeigte sich ein tendenzieller Unterschied
zwischen Patienten mit häufiger und geringer Stimulationsrate. Dieser war
besonders in der Gegenüberstellung der septalen mit den lateralen bzw.
posterioren Segmenten nachweisbar. So zeigte sich bei Patienten, die im
6-Monatszeitraum häufiger als 50% stimuliert wurden und dann im Eigenrhythmus untersucht wurden eine Tmsv septal zu lateral von 68ms, wohin
gegen Patienten mit einer Stimulationsrate von weniger als 50% nur 22ms
aufwiesen. Im Vergleich der septalen mit den posterioren Segmenten war
dies noch auffälliger (häufig stimuliert 52ms vs. 8ms bei wenig Stimulation), jedoch nicht signifikant (Tab. 3-6, Tab. 8). Dies ist durchaus Hinweis
auf einen elektrischen remodelling-Effekt, der im untersuchten Patientengut über mehrere Monate nachweisbar war.
68
69
VERGLEICH PATIENTEN MIT HOHER UND GERINGER STIMULATIONSRATE
(ZEITRAUM: 6 MONATE)
Stimulation
< 50%
Stimulation
> 50%
MV
SD
MV
SD
bpm
(ml)
(%)
%
ms
%
ms
%
ms
%
ms
%
ms
67
133
58
25
194
36
290
28
130
3
22
1
8
12
36
9
8
67
10
83
8
58
66
134
54
28
251
34
298
16
152
8
68
22
52
11
48
13
9
9
11
99
7
58
0,723
0,986
0,376
0,606
0,316
0,71
0,911
0,346
0,74
0,286
0,23
0,214
0,213
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
bpm
(ml)
(%)
%
ms
%
ms
%
ms
%
ms
%
ms
79
123
50
48
373
57
459
32
245
0
-23
-5
-54
11
33
9
16
130
17
157
15
116
75
127
46
43
324
55
431
32
245
7
52
3
26
11
47
12
13
106
17
133
11
82
0,392
0,812
0,4
0,543
0,489
0,796
0,687
0,984
0,993
0,497
0,343
0,405
0,263
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
n.s.
CUTT-OFF 50%
BASELINE
HF
LVEDV
EF
Tmsv 12
Tmsv 12
Tmsv 16
Tmsv 16
Tmsv 6
Tmsv 6
Tmsv SL
Tmsv SL
Tmsv SP
Tmsv SP
p
SM-STIMULATION
HF
LVEDV
EF
Tmsv 12
Tmsv 12
Tmsv 16
Tmsv 16
Tmsv 6
Tmsv 6
Tmsv SL
Tmsv SL
Tmsv SP
Tmsv SP
Tab. 8: Vergleich der Patienten mit hoher (cutt-off > 50%) und geringer Stimulationsrate über einen Zeitraum
von 6 Monaten
70
5
Diskussion
5.1
Material und Methoden
5.1.1 Auswahl des Patientenkollektivs
Zur klinischen dreidimensionalen echokardiographischen Untersuchung
von Schrittmacherpatienten hinsichtlich Synchronität und Volumenänderung während ventrikulärer Stimulation wurden Probanden mit einem
Ein- oder Zweikammerschrittmacher und einer noch vorhandenen
Eigenfrequenz von ≥40 Schlägen pro Minute ausgewählt. Dies ist insofern
relevant, als es bei zu geringer Herzfrequenz verstärkt zu Symptomen der
Bradykardie mit Gefahr einer Synkope kommt. Von einer Bradykardie
spricht man ab einer Herzfrequenz von weniger als 60 Schlägen pro
Minute. Da bei gesunden Individuen und vor allem auch bei Sportlern eine
Ruhefrequenz von weniger als 60 bpm physiologisch sein kann, ist eine
Einteilung der Bradykardie in eine solche mit Symptomen oder ohne
Symptome sinnvoll. Zu diesen zählen Schwindel, Synkopen sowie
Schwäche. Ebenso kann eine ventrikuläre Extrasystolie durch eine
Bradykardie
hervorgerufen
werden
[10;
30].
Um
also
mögliche
Komplikationen währen den Untersuchungen zu vermeiden und das
Wohlbefinden der Probanden zu gewährleisten war es sinnvoll, Patienten
mit noch tolerierbaren Grundfrequenzen zu rekrutieren.
Damit vergleichbare Daten gewonnen werden konnten, war unabhängig
von der eigenen Grundfrequenz eine Stimulationsfrequenz von 15
Schlägen über dem Eigenrhythmus programmiert worden. Es kamen Einals auch Zwei-Kammer Schrittmachersysteme der Firmen Biotronik,
Medtronic und St. Jude Medical zur Anwendung. Im Hinblick auf die
Untersuchungsparameter
abweichenden Ergebnisse.
ergaben
sich
hierbei
keine
voneinander
71
Da bei den Untersuchungen vor allem auch die Beurteilung der
linksventrikulären Ejektionsfraktion eine entscheidende Rolle spielte, war
es
notwendig,
Patienten
mit
normaler
oder
nur
geringgradig
eingeschränkter linksventrikulärer Pumpfunktion zu untersuchen. Nur
dann ist die Volumenänderung unter Schrittmacherstimulation der
Funktion des Herzschrittmachers zuzuschreiben.
5.1.2 Wahl
der
Real
Time
3D-Echokardiographie
als
Untersuchungsverfahren
Mittlerweile hat sich die real time 3D-Echokardiographie als Untersuchungsmethode zur Evaluation der linksventrikulären Pumpfunktion im
klinischen
Alltag
etabliert
[53].
So
liefert
die
real
time
3D-
Echokardiographie genauere Werte für die linksventrikuläre Pumpfunktion
als die traditionelle 2D-Echokardiographie [55].
Um eine möglichst fundierte Aussage hinsichtlich Volumenänderung und
Quantifizierung der linksventrikulären Pumpfunktion während ventrikulärer
Stimulation zu erhalten, war eine rea time 3D-Untersuchung zweckmäßig.
Im Vergleich zu den 3D-Messungen wurden noch Untersuchungen im traditionellen 2D-Modus durchgeführt. Unsere Ergebnisse bestätigten die
bisher bekannte Aussage, dass die 2D- Echokardiographie zur Bestimmung der Ejektionsfraktion zwar vergleichbare, allerdings viel ungenauere
Werte liefert [1].
5.1.3 Auswertungsverfahren
Zur Auswertung der aufgezeichneten real time 3D-Sequenzen wurde das
Programm QLAB® der Firma Phillips verwendet. Nach Markierung des
Apex und der AV-Klappe berechnet das Programm selbst das ventrikuläre
Füllungsvolumen und gibt die Grenze des Ventrikelmyokards zum intraventrikulären Blutvolumen vor. Da der automatische Modus einem relativ
stringentem Algorhythmus folgt und insbesondere die geringen Abweichungen in der Synchronität des Kontrationsablaufs bei automatisierter
72
Analyse nicht adäquat erfasst wurden, musste die Endokardgrenze regelmäßig per Hand in der cardiac-3D-Quantifikation und der i-slice-Ansicht
bearbeitet werden. Von großem Nachteil ist dabei, dass das Programm
nur Messpunkte in einem vorgegebenen Bereich toleriert und Adaptation
daher erschwert wird.
5.1.4 Veränderung der Ejektionsfraktion unter Schrittmacher-Stimulation
Sowohl in der zweidimensionalen echokardiographischen Untersuchung
als auch in der real time 3D-Aufzeichnung ist bei allen untersuchten Patienten eine Abnahme der Ejektionsfraktion unter Schrittmacherstimulation
zu verzeichnen. In der 2D-Berechnung ist die Abnahme der EF um 8%
von 58% auf 50% minimal größer als in der 3D-Messung (Abnahme um
7% von 56% auf 49%). Beide Untersuchungen zeigen eine relevante Verschlechterung der linksventrikulären Pumpfunktion unter Schrittmacherstimulation. Dieses Ergebnis ist darauf zurückzuführen, dass der physiologische Erregungsablauf und die elektromechanische Koppelung am Myokard gestört sind. Die myokardiale Kontraktion findet nicht mehr synchron
statt und der Grad der Desynchronisation nimmt zu. Daraus resultiert eine
Reduzierung der linksventrikulären Pumpfunktion, was wiederum eine
signifikante Abnahme der Ejektionsfraktion zur Folge hat.
Die Abnahme der Ejektionsfraktion ist möglicherweise auch auf das unter
Schrittmacherstimulation geringere linksventrikuläre enddiastolische Füllungsvolumen zurückzuführen. Es zeigte sich sowohl in der 2D- als auch
der 3D-Messung eine nicht-signifikante Abnahme des LVEDV unter
Schrittmacher-Stimulation im Vergleich zum Grundrhythmus (Grundrhythmus 124 ± 52ml vs. 113 ± 45ml unter Stimulation, n.s.;). Ein tendenzieller
Zusammenhang ist erkennbar. Das LVEDV steht in enger Verbindung mit
einem synchronen Kontraktionsablauf am Ventrikelmyokard. Nur bei synchronen Kontraktionsabläufen ist eine maximale Dehnung des Ventrikelmyokards möglich und damit ein maximales linksventrikuläres enddiastolisches Füllungsvolumen erreichbar [5]. Sobald der Kontraktionsablauf de-
73
synchron ist, wird eine maximale Relaxation des Ventrikelmyokards nicht
mehr erreicht, da sich manche Segmente im relaxierten Zustand noch
nach außen, andere sich bereits kontrahierend nach innen bewegen. Eine
Abnahme des LVEDV und der Ejektionsfraktion sind die Folge. Unsere
Ergebnisse, die eine signifikante Abnahme der Ejektionsfraktion unter
rechtsventrikulär apikaler Schrittmacherstimulation zeigten, bestätigen vorangegangene Untersuchungen anderer Autoren, die bei 2D-basierender
Messung auch eine Abnahme fanden [54]. Dabei zeigte sich bei Wolber
et al. eine Abnahme um durchschnittlich 6% unter Schrittmacherstimulation und ist damit mit einer bei uns gemessenen Verschlechterung um 8%
bei 2D-Auswertung vergleichbar [54].
5.1.5 Zunahme
der
Desynchronisation
des
Ventrikel-
myokards unter Schrittmacherstimulation
Die Untersuchungen des Erregungsablaufs während SchrittmacherStimulation in der real time 3D-Echokardiographie haben gezeigt, dass es
im Vergleich zum Grundrhythmus zu einer signifikanten Abnahme des
synchronen Kontraktionsablaufs kommt. So ist im Vergleich des absoluten
und relativen Tmsv 12- als auch 16-Wertes eine hoch signifikante Zunahme der gemessenen Werte unter Schrittmacherstimulation zu verzeichnen
(p ≤ 0,002). Am deutlichsten ist dies bei den Messungen des Tmsv 16 zu
erkennen. Die Zunahme des Tmsv während Schrittmacherstimulation um
139 ± 121ms im 12-Segment-Modell und um 156 ± 185ms im 16Segment-Modell bestätigt eine zunehmende Desynchronisation der Ventrikelkontraktion unter Schrittmacherstimulation. Das ist darauf zurückzuführen, dass die physiologische Erregungsausbreitung am Ventrikelmyokard bei Schrittmacherstimulation gestört ist. Der Erregungsablauf ist verzögert und abnorm. Physiologisch hat der Sinusknoten die Schrittmacherfunktion; die Weiterleitung erfolgt über den AV-Knoten, die His-Bündel und
die Tawara-Schenkel. Die Erregung breitet sich also von den Vorhöfen
gleichmäßig über die Herzkammern anterograd aus. Die Sonden der
Herzschrittmacher befinden sich hingegen an anderen Stellen. Klassi-
74
scherweise im rechten Vorhofohr als atriale Sondenlokalisation und im
apikalen rechten Ventrikel als ventrikuläre Sondenposition. Hier wird nun
das Aktionspotential generiert und setzt sich vom Kontaktpunkt der
Schrittmachersonden über das Vorhof- oder Ventrikelmyokard fort. Diese
unphysiologische, teils retrograde Erregungsausbreitung hat im Zuge der
elektromechanischen Koppelung eine Desynchronisation der Myokardkontraktion zur Folge. Dabei zeigen sich im Vergleich der absoluten als auch
der relativen Werte des Tmsv 12 mit denen des Tmsv 16 nur geringfügige
Unterschiede. Die Messwerte korrelieren gut miteinander, was die Aussage zulässt, dass der Großteil Segmente einen gleichen Anteil am Ausmaß
der Gesamtdesynchronisation aufweisen. Betrachtet man hingegen die
absoluten und relativen Messwerte des Tmsv 6, welches nur die 6 basalen
Segmente des Ventrikels beschreibt, findet man unter Schrittmacherstimulation eine relativ gesehen viel ausgeprägteres Maß von Desynchronisation (Tmsv 6 unter Eigenrhythmus bei 134 ± 58ms vs. 244 ± 103ms unter
Schrittmacherstimulation, p = 0,005). Die gemessenen Werte korrelieren
nicht direkt mit den Messergebnissen des Tmsv 12 und des Tmsv 16. Es
ist damit fast zwingend zu vermuten, dass ein nicht unbeträchtlicher Anteil
an der Desynchronisation unter Schrittmacherstimulation innerhalb der
basalen Segmente abläuft und nicht ausschließlich durch die - visuell so
auffällige - apikoseptale Deformierung bedingt ist. Wir postulieren daher
einen großen Anteil der Schrittmacher-induzierten Desynchronität nicht
nur durch eine longitudinale, sondern auch durch eine transversale Deformierung der Segmente.
Weiterhin ist aber auch festzustellen, dass die 6 basalen Segmente nicht
stellvertretend für alle 16 Segmente betrachtet werden können, und die
Desynchronisation von apikal nach basal (lange Achse) nicht direkt mit der
Desynchronisation innerhalb einer Kurzachsenebene verglichen werden
kann. Eine abnormale, bzw. inverse Längenverkürzung von apikal nach
basal konnte auch bei anderen Autoren in bis zu 58% aller Patienten mit
rechtsventrikulärem pacing bestätigt werden [54].
Prinzipiell ist das Maß der Synchronität durch den Tmsv als alleinigen
Wert limitiert. Der Tmsv misst die Synchronität des Zeitpunkts des minimalen segmentalen Volumens für definierte Segmente, d.h. sowohl die Dauer
75
der Kontraktion als auch der Beginn der Kontraktion werden nicht erfasst.
Darüber hinaus werden bei einer Bildfrequenz von durchschnittlich 15Hz
je nach Frequenz etwa 12-18 Einzelbilder pro Herzzyklus generiert, was
im Vergleich zur konventionellen Echokardiographie wenig ist (50-70Hz,
im Gewebedoppler bis 200Hz), so dass der tatsächlich minimale Volumenzeitpunkt nicht ganz genau erfasst und die Methode damit limitiert
wird.
5.1.6 Vergleich der Messwerte in der 2D- und der Real Time
3D-Echokardiographie
Vergleicht man die Messwerte für das linksventrikuläre enddiastolische
Füllungsvolumen in den 2D-Aufzeichnungen mit denen der real time 3DAufzeichnung, so sind die Werte in der 2D-Aufzeichnung im Grundrhythmus um 6,8% geringer als in der 3D-Aufzeichnung. Unter Schrittmacherstimulation ist das LVEDV im 2D-Modus um 8,9% geringer als im 3DModus. Diese Differenz lässt sich damit begründen, dass die Bestimmung
des LVEDV in der real time 3D-Messung genauer ist, da eine wesentlich
größere Anzahl an Messpunkten als im Vergleich zur 2D-Messung zu Verfügung steht. In der 2D-Messung wird das LVEDV somit unterschätzt. Das
Phänomen, dass dreidimensional bestimmte Volumina stets etwa größer
als zweidimensional bestimmte ausfallen, wurde bereits durch mehrere
Autoren bestätigt [17]. Dabei zeigte Jenkins et al. bei der dreidimensionalen Bestimmung ein durchschnittlich um 50ml höheres enddiastolisch
linksventrikuläres Volumen und ist damit gut zu unseren Werten vergleichbar [15]. Analysiert man die Ejektionsfraktion im 2D- und im 3DModus, so ist nur ein geringer Unterschied zu erkennen. Im Grundrhythmus ist die Ejektionsfraktion im 3D-Modus um 3,4% geringer als im 2DModus. Unter Schrittmacher-Stimulation ist die Differenz mit einer im 3DModus um nur 2% geringeren Ejektionsfraktion als im 2D-Modus noch
weniger signifikant. Die Werte korrelieren eng miteinander.
76
5.1.7 Stimulationsrate versus Synchronität
Sowohl in der Analyse der Ejektionsfraktion als auch in der Analyse der
Synchronität ergab sich in unserem Patientengut kein signifikanter Nachweis eine Verschlechterung bei Patienten mit erhöhter Stimulationshäufigkeit. Bei der genaueren Analyse der Tmsv SL und Tmsv SP, also dem
Vergleich aller septaler mit allen lateralen bzw. posterioren Segmenten zeigt sich aber eine Tendenz bei der Patienten mit einer hohen Stimulationsrate (>50% in den letzten 6 Monaten) im Vergleich zu Patienten mit
einer niedrigen Stimulationsrate auch unter Eigenrhythmus ein erhöhtes
Maß an Desynchronität aufwiesen (Tmsv SL 68ms bei häufiger Schrittmacherstimulation vs. 22ms bei geringerer Stimulationshäufigkeit). Im Vergleich der septalen mit den posterioren Segmenten war diese Tendenz
noch ausgeprägter (52ms vs. 8ms bei wenig Stimulation). In keinem
Modell wurde allerdings eine Signifikanzniveau erreicht, wobei die Anzahl
der Patienten für diese spezielle Fragestellung limitierend erscheint. Dennoch ist damit ein Hinweis auf einen elektrischen remodelling-Effekt gelungen, der in der Literatur häufig diskutiert wird [31]. Er beschreibt das
Phänomen, dass sich das Herz bei langfristiger Schrittmacherstimulation
an die abnorme Erregungsausbreitung anpasst und diese internalisiert, so
dass auch nach Beendigung einer Schrittmachertherapie ein dauerhaft
gestörter Erregungsablauf und damit gestörter Kontraktionsablauf sichtbar
ist. Ob dieser Effekt und wenn ja, wie lange anhält, ist in der Literatur nicht
geklärt und kann auch durch unsere Untersuchungen nicht beantwortet
werden. Perspektivisch ist dieser Effekt des elektrischen remodelling aber
ein interessanter Ansatzpunkt in der kardialen Resynchronisationstherapie, so dass perspektivisch nach ausreichend langer biventrikulärer Stimulation eine dauerhafte Synchronität auch nach Abschalten der Stimulation
bestehen bleiben könnte.
77
6
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87
7
Abkürzungsverzeichnis
ACE
angiotensin converting enzyme
AV
aortic valve (= Aortenklappe)
AV-Knoten
atrioventrikular-Knoten
A-Mode
Amplitudenmodulations-Mode
AHA
American Heart Assoziation
A
Atrium
AP
Aktionspotential
BMI
body mass index
B-Mode
brightness-mode
bpm
beats per minute
β-Blocker
Beta-Blocker
cm
Zentimeter
cw-Doppler
continous-wave Doppler
DSR
Digital Satellite Radio
EF
Ejektionsfraktion
EKG
Elektrokardiogramm
ESV
Endsystolisches Volumen
GR
Grundrhythmus
HF
Herzfrequenz
HOCM
hypertrophisch obstruktive
Kardiomyopathie
HNOCM
hypertrophisch nicht obstructive
Kardiomyopathie
IMC
Intermediate Care Unit
KHK
Koronare Herzkrankheit
LA
linker Vorhof
LV
linker Ventrikel
LVEDV
links ventrikuläres enddiastolisches
Volumen
LV-Funktion
linksventrikuläre Funktion
88
MHz
Megahertz
MI
Mitralinsuffizienz
Mid
middle
min
Minute
MK
Mitralklappe
ml
Mililiter
mm
Milimeter
M-Mode
motion-mode
mo
Monate
MV
mitral valve
MW
Mittelwert
µm
Mikrometer
n
Anzahl
ns
nicht signifikant
NBG
NASPE/BPEG Generic Code
NYHA
New York Heart Association
p
statistische Signifikanz
pw-Doppler
puls-wave Doppler
RA
rechter Vorhof
RR
Blutdruck
RT
real time
RV
rechter Ventrikel
s
Sekunde
s-l
septale Segmente
s-p
posteriore Segmente
SA
Standardabweichung
SAS
Subakutstation
SM
Schrittmacher
SSS
Sick Sinus Syndrom
SV
Schlagvolumen
Tmsv
time to minimal systolic volume
TMQ
tissue motion Quantifikation
vs
versus
VTI
velocity time integral
89
ZNA
Zentrale Notaufnahme
2D
zweidimensional
3D
dreidimensional
%
Prozent
°
Grad
>
größer als
<
kleiner als
90
8
Danksagung
Mein ganz besonderer Dank gilt Herrn Dr. med. Gerald Wasmeier für die
Überlassung des Themas, die freundliche und großzügige Unterstützung
der Arbeit sowie die Hilfe bei den Patientenuntersuchungen.
Sehr herzlich möchte ich mich bei allen Patientinnen und Patienten bedanken, die sich für die Untersuchungen zur Verfügung gestellt haben,
ohne die diese Arbeit nicht möglich geworden wäre.
Allen Mitarbeiterinnen und Mitarbeitern der Echoabteilung der Medizinischen Klinik 2 der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg sowie den immer hilfsbereiten Mitarbeiterinnen des Archivs sei an dieser
Stelle gedankt.