Analyse des ventrikulären und atrialen Strain, der Strain rate, der
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Aus der Medizinischen Klinik II Im Marienhospital Herne - Universitätsklinik der Ruhr-Universität Bochum Direktor: Prof. Dr. med. H.-J. Trappe Analyse des ventrikulären und atrialen Strain, der Strain rate, der globalen und segmentalen Geschwindigkeiten, der Wandsynchronität und Auswurffraktion mittels neuer zweidimensionaler parametrischer echokardiographischer Messverfahren (Velocity Vector Imaging, VVI) bei einem Normkollektiv Inaugural - Dissertation zur Erlangung des Doktorgrades der Medizin einer Hohen Medizinischen Fakultät der Ruhr-Universität Bochum vorgelegt von Lukas Funk aus Duisburg 2013 Dekan: Prof. Dr. med. K. Überla Referent: Prof. Dr. med. H.-J. Trappe Korreferent: PD Dr. med. Olaf Oldenburg Tag der Mündlichen Prüfung: 09.12.2014 Ich widme diese Arbeit meinen Eltern, Frau Dr. Verena Fertmann und Herrn Dr. Rainer Funk. 1 Inhaltsverzeichnis Abkürzungen ...................................................................................................... 3 1. Einleitung ....................................................................................................... 4 1.1 Geschichte und Bedeutung der Echokardiographie ................................. 4 1.2 Anatomie und Physiologie der Herzbewegung ........................................ 5 Anatomie der Herzmuskulatur .................................................................. 5 Physiologische Grundlage der Herzbewegung ........................................ 7 1.3 Kardiales Koordinatensystem .................................................................. 8 Kartesisches Koordinatensystem ............................................................. 8 Lokales Koordinatensystem ..................................................................... 9 Ultraschallkoordinatensystem ................................................................ 10 Segmentmodelle für den linken Ventrikel (16- und 17-Segmentmodell) 11 Segmentmodell des Vorhofes ................................................................ 14 1.4 Doppler-basierte Verfahren in der Echokardiographie (Tissue-DopplerEchokardiographie) ...................................................................................... 15 Tissue doppler imaging (TDI) ................................................................. 15 PW-TDI und Color-TDI ........................................................................... 15 1.5 Speckle-Tracking Echokardiographie (STE) .......................................... 17 1.6 Velocity Vector Imaging (VVI) ................................................................ 21 1.7 Analyse der myokardialen Geschwindigkeit und Verformung (Strain und Strain rate imaging) ...................................................................................... 22 Myokardiale Geschwindigkeiten ............................................................. 23 Myokardiale Verformung bzw. Deformation (Strain) .............................. 24 Strain rate .............................................................................................. 27 Segmentale Ejektionsfraktion ................................................................. 28 Synchronizität des linken Ventrikels ....................................................... 29 1.8 Normwerte ............................................................................................. 31 2. Zielsetzung ................................................................................................... 33 3. Methodik....................................................................................................... 34 3.1 Patientenkollektiv ................................................................................... 34 Einschlusskriterien ................................................................................. 34 Ausschlusskriterien ................................................................................ 34 3.2 Durchführung ......................................................................................... 34 Echokardiographische Untersuchung .................................................... 35 Datenspeicherung .................................................................................. 35 3.3 Offline Analyse mittels VVI ..................................................................... 35 Messung ................................................................................................ 36 Dateneingabe ......................................................................................... 38 3.4 Auswertung und Statistik ....................................................................... 39 3.5 Reproduzierbarkeit der Messungen ....................................................... 39 2 4. Ergebnisse ................................................................................................... 40 4.1 Ventrikelanalyse ..................................................................................... 40 Geschwindigkeiten des linken Ventrikels ............................................... 40 Analyse des Strain des linken Ventrikels ............................................... 48 Analyse der Strain rate des linken Ventrikels ......................................... 52 Segmentale Ejektionsfration (SEF) des linken Ventrikels ...................... 56 Synchronizität des linken Ventrikels ....................................................... 57 4.2 Vorhofanalyse ........................................................................................ 58 Geschwindigkeiten des linken Vorhofes................................................. 59 Strain des linken Vorhofes ..................................................................... 64 Strain rate des linken Vorhofes .............................................................. 67 Segmentale Ejektionsfraktion (SEF) des linken Vorhofes ...................... 70 4.3 Zusammenfassende Darstellung der Normwerte für den linken Ventrikel und den linken Vorhof .................................................................................. 72 Normwerte für den linken Ventrikel ........................................................ 73 Normwerte für das linke Atrium .............................................................. 74 4.4 Einflussfaktoren ..................................................................................... 77 5. Diskussion .................................................................................................... 79 5.1 Myokardiale Geschwindigkeiten............................................................. 79 Linker Ventrikel ...................................................................................... 79 Linkes Atrium ......................................................................................... 80 5.2 Strain ..................................................................................................... 81 Linker Ventrikel ...................................................................................... 81 Linkes Atrium ......................................................................................... 82 Vergleich linker Ventrikel und linkes Atrium ........................................... 83 5.3 Strain rate .............................................................................................. 83 Linker Ventrikel ...................................................................................... 83 Linkes Atrium ......................................................................................... 84 5.4 Segmentale Ejektionsfraktion (SEF) ...................................................... 85 5.5 Synchronizität ........................................................................................ 85 5.6 Einflussfaktoren ..................................................................................... 86 5.7 Bewertung der Methode ......................................................................... 87 Reliabilität der Werte .............................................................................. 87 Zeiteffektivität ......................................................................................... 87 Intra- und Inter-Observervariabilität ....................................................... 87 6. Zusammenfassung ....................................................................................... 89 7. Literaturverzeichnis ...................................................................................... 91 3 Abkürzungen A´ AHA ANOVA AVC AV-Klappe AVO bps CRT ε E´ EF EKG FR HF GLaS GLS IVSED LA LV LVEDD MRT/MRI PET RA ROI RV S´ SAD SEF SPECT SR SRI STE STI TDI VG VVI Spätdiastolische Geschwindigkeit American Heart Association Varianzanalyse (engl. analysis of variance) Schluss der Aortenklappe (engl. aortic valve closure) Atrioventrikular Klappe Öffnen der Aortenklappe (engl. aortic valve opening) Bilder pro Sekunde (s. FR) Kardiale Resynchronisationtherapie (engl. cardiac resychronisation therapy) Strain Frühdiastolische Geschwindigkeit Ejektionsfraktion Elektrokardiogram Bildrate, Bilder pro Sekunde, bps (frame rate) Herzfrequenz Globale longitudinale Verformung des Vorhofs (engl. global longitutinal atrial strain) Globale longitudinale Verformung des Ventrikels (engl. global longitutinal strain) Endsystolische Septumdicke (engl. interventricular septum end-diastolic) Linker Vorhof (engl. left atrium) Linker Ventrikel (engl. left ventricle) Enddiastolischer Durchmesser des linken Ventrikels (engl. left ventricular end diastolic diameter) Magnetresonanztomographie (engl. magnet resonance imaging) Positronenemissionstomographie Rechter Vorhof (engl. right atrium) Messbereich (engl. region of interest) Rechnter Ventrikel (engl. right ventricle) Systolische Geschwindigkeit Gesamtheit aller Unterschiede (engl. sum of all differences) Segmentale Ejektionsfraktion (engl. segmental ejection fraction) Single photon emission computed tomography Strain rate Strain rate imaging Speckle tracking Echokardiographie (s. STI) Speckle tracking imaging Tissue Doppler Imaging Ventricle gradient Velocity Vector Imaging 4 1. Einleitung 1.1 Geschichte und Bedeutung der Echokardiographie Die Echokardiographie gilt seit ihrer Entwicklung in den 50er Jahren des 20. Jahrhunderts neben dem EKG als eines der wichtigsten diagnostischen Verfahren der Kardiologie (Buck et al. 2009) und ist das verbreitetste bildgebende Verfahren zur Beurteilung der Morphologie und Funktion des Herzens in Praxis und Klinik. Ihre Vorteile liegen neben der fehlenden Strahlenbelastung und der Nichtinvasivität vor Allem in der breiten Verfügbarkeit und kurzen Untersuchungsdauer bei heutzutage gleichzeitig hoher räumlicher und zeitlicher Auflösung (Partho et al., 2006, Fen-Chiung et al., 2008). Die Beurteilung der globalen und regionalen Herzfunktion mittels der konventionellen 2-D-Echokardiographie gestaltete sich jedoch schwierig. Auf dem Gewebe-Doppler basierende Analyseverfahren konnten die Befunderhebung zwar zum Teil objektivieren, unterliegen allerdings methodenabhängig dem Nachteil, dass ihre Aussagekraft maßgeblich von dem Unterschied zwischen der Bewegungs- und Messrichtung abhängig ist (sog. Winkelabhängigkeit, s.u. „Dopplerbasierte Verfahren in der Echokardiographie“). Neuere Echokardiographieverfahren erlauben auch die Erhebung dreidimensionaler Befunde (Vogel et al., 2002, Hung et al, 2007, Saito et al., 2009) In den letzten Jahren erfolgte zudem die Implementierung quantitativer Parameter (z.B. der myokardiale Strain) mittels sog. parametrischer echokardiographischer Verfahren zur Beurteilung der globalen Herzfunktion. Neuere auf der sog. Speckle-Tracking-Echokardiographie beruhende Verfahren, wie das in dieser Arbeit verwendete Velocity Vector Imaging (VVI), können mittels spezieller Algorithmen die Bewegung und Verformung des gesamten Herzens oder einzelner Regionen anhand der während der echokardiographischen Untersuchung gewonnenen zweidimensionalen Bilddaten messen. Damit ermöglichen sie eine Benutzer- und winkelunabhängige Analyse der Herzbewegung und somit auch der globalen und regionalen Herzfunktion 5 1.2 Anatomie und Physiologie der Herzbewegung Anatomie der Herzmuskulatur Die myokardialen Fasern sind in mehreren übereinander liegenden Schichten mit jeweils unterschiedlicher Orientierung des Faserverlaufes angeordnet (s. Abbildung 1). Auf diese Weise werden die relativ komplexen dreidimensionalen Bewegungsabläufe des Herzens, im Wesentlichen zwei gegenläufige helikale Bewegungen, ermöglicht. Dabei ändert sich die Orientierung der Herzfasern von einer eher horizontalen Orientierung im apikalen zu einer longitudinal ausgerichteten Orientierung in den mittleren und basalen Abschnitten (Greenbaum et al., 1981a,b, Gao et al., 2009). Abbildung 1: Verlauf der subepikardialen und im Uhrzeigersinn verlaufenden Myokardfasen (rot), der subendokardialen und gegen den Uhrzeigersinn verlaufenden Fasern (blau) und der dazwischen liegenden longitudinalen Fasern (grün) (nach Voigt et al., 2000) Subepikardial findet sich eine zirkuläre Muskelschicht (s. Abbildung 1, roter Pfeil), die im Uhrzeigersinn von apikal nach basal verläuft. Die subendokardiale Muskelschicht verläuft ebenfalls von apikal nach basal, jedoch gegensätzlich (d.h. gegen den Uhrzeigersinn, s. Abbildung 1, blauer Pfeil). Zwischen diesen beiden Schichten liegt eine longitudinal und von basal nach apikal verlaufende Schicht von Muskelfasern. Durch die gegenläufige Zugrichtung der subepi- und subendokardialen Fasern wird während der systolischen Kontraktionphase eine Verdrehung des Herzens verhindert und während der Diastole eine aktive Relaxation ermöglicht. 6 Das Zusammenspiel der oben beschriebenen Muskelschichten bewirkt während der Kontraktion eine zirkumferentielle und longitudinale Verkürzung mit einer radiären Verdickung (Partho et al., 2006). Zusätzlich kommt es durch eine gegensätzliche Torsionsbewegung von Herzspitze und Basis zueinander zu einer Verdrehung (sog. „twist“ und „untwist“) (Notomi et al., 2008, Blessberger et al., 2010). Das Herz und der es umgebende Herzbeutel sind anatomisch an verschiedenen intrathorakalen Strukturen fixiert. Über das parietale Blatt ist der Perikardbeutel mit den umliegenden Strukturen wie dem knöchernen Thorax, dem Zwerchfell und den Lungen verwachsen. Zusätzlich wird das Herz über seine direkte Verbindung mit den großen Venen und Arterien fixiert. Durch diese Verbindungen ist es jedoch nicht nur in seiner Lage, sondern auch in seiner Form festgelegt, bzw. ist die mögliche Veränderung seiner Form stark eingeschränkt. Die Pumpfunktion des Herzens kann somit auch nicht im Sinne einer absoluten Volumenänderung, d.h. durch eine wesentliche Veränderung der Länge und Breite, erfolgen. Sie erfolgt vielmehr im Sinne einer Kolbenpumpe (s. Abbildung 2). Dabei ändern sich - bei gleichbleibender äußerer Form - durch eine Auf- und Ab-Bewegung der Klappenebene (ähnlich der Auf- und Ab-Bewegung eines Kolbenstempels) das Volumen von Kammer und Vorhof gegensätzlich. Ermöglicht wird diese Bewegung durch den myokardialen Faserverlauf (s.o.) und eine Verdickung bzw. Verschlankung der atrialen bzw. ventrikulären Herzwand bei gleichzeitiger Verkürzung oder Verlängerung. Abbildung 2: Verformung des Herzmuskels zwischen der Diastole (a) und der Systole (b). Durch die Auf- und Abbewegung (gelber Doppelpfeil) der Klappenebene und der Verdickung (negativer Strain = rote Pfeile) der ventrikulären und dem Dünnerwerden (positiver Strain = grüne Pfeile) der atrialen Herzwand kommt es zu einer Abnahme des intraventrikulären Volumens mit einer Erhöhung des intraventrikulären Druckes. Gleichzeitig kommt es zu einer Zunahme des intraatrialen Volumens mit resultierender Druckabnahme (Sog). Das Gesamtvolumen des Herzens bleibt dabei während des gesamten Herzzyklus weitestgehend konstant. 7 Physiologische Grundlage der Herzbewegung Die zeitgleiche und dreidimensionale Quantifizierung der gesamten mechanischen Herzbewegung ist in ihrer vollständigen Komplexität nur mittels spezieller Techniken (sog. Tagging, z.B. mittels kardialer Magnetresonanztomographie, cMRT) möglich. Diese werden häufig als Referenzverfahren zum Vergleich mit den ein- (TDI) oder zweidimensionalen (Speckle tracking) Messverfahren verwendet (Becker et al., 2006, Dalen et al., 2009) Inkompressibilität der Herzmuskulatur Inkompressibilität bedeutet, dass sich zwar die Form, nicht aber das Volumen, eines mehrdimensionalen Objektes ändern kann. Aufgrund des sehr hohen Wasser- und geringen Gasanteils muss für den Herzmuskel von einer - dem Wasser entsprechenden - hohen Inkompressibilität ausgegangen werden. Unter Verwendung eines kartesischen Koordinatensystems (s.u.) und der Definition des Volumens durch V = z * x * y = 1 wird klar, dass die Verformung des Herzens entlang einer Achse nur in Verbindung mit einer (entgegengesetzten) Verformung entlang einer anderen Achse möglich ist (s. Abbildung 3). Diesem Grundsatz entsprechend können Aussagen über die regionale Herzfunktion sowohl anhand der longitudinalen als auch anhand der radiären Deformation getroffen werden (Stoylen, 2013). Abbildung 3: Veränderung der Herzwandlänge und des Durchmessers während der Systole (dunkelblau zu Beginn, hellblau am Ende) Dabei geht eine Abnahme der Herzwandlänge von l auf ∆l mit einer Zunahme der Herzwanddicke von r auf ∆r einher (nach Sutherland GR, 2006) 8 Verformungen können sowohl direkt (aktiv) als auch indirekt (passiv) stattfinden. So ist beispielsweise die Verformung der atrialen Wand während der Systole als eine passive Dehnung durch die nach apikal gerichtete Bewegung des Klappenrings zu verstehen. Sie ist somit Folge der Kontraktion des ventrikulären Myokards und darf keinesfalls als primär aktive Bewegungskomponente des atrialen Myokards verstanden werden (s. Stoylen, 2013) 1.3 Kardiales Koordinatensystem Da es sich bei den durch die parametrische Echokardiographie analysierten Herzregionen um dreidimensionale Objekte handelt, ist Bewegung prinzipiell auch in allen drei Ebenen eines Koordinatensystems möglich (s. Abbildung 7). Üblicherweise werden dreidimensionale Daten in einem kartesischen Vektorraum (s. Abbildung 4) dargestellt. Für die Darstellung der myokardialen Bewegungen, wurde jedoch das sog. lokale Koordinatensystem (s. Abbildung 5) definiert, dass die Bewegung des Herzens besser repräsentiert. Kartesisches Koordinatensystem Das kartesische Koordinatensystem (Abbildung 4) des Herzens entspricht einem üblichen Koordinatensystem und orientiert sich mit seiner X-Achse an der medianen Längsachse, während die Y-Achse und die Z-Achse radial, also rechtwinklig zur Längsachse und rechtwinklig zueinander, ausgerichtet sind. Abbildung 4: Die Richtung kardialer Bewegung und Verformung im kartesischen Herzkoordinatensystem (x = longitudinale Achse, y und z = radiale Achsen), vor allem für globale Herzfunktionen verwendet (nach Sutherland GR, 2006) 9 Der Nullpunkt liegt auf Höhe der Mitralebene im Schnittpunkt der drei Achsen und in der Mitte des Ventrikellumens. Das kartesische Koordinatensystem ermöglicht vor allem die globale Betrachtung der Herzmechanik und eine orientierende Darstellung. Für die Betrachtung einzelner, regionaler Wandabschnitte (engl. region of interest, ROI) hat es aber den entscheidenden Nachteil, dass seine Achsen nicht der Bewegungsrichtung des Herzmuskels entsprechen. Lokales Koordinatensystem Das für die Darstellung und Beschreibung regionaler bzw. segmentaler Abläufe favorisierte lokale Herzkoordinatensystem (Abbildung 5) orientiert sich an der natürlichen und traditionellen Bezeichnung der Bewegungsrichtung des Herzens (longitudinal, radial (transversal) und circumferentiell), ist aber für die Messung der Herzspitze nur eingeschränkt geeignet, da hier die longitudinale und radiale Achse parallel zueinander stehen (Stoylen, 2013). Diese unterschiedlichen Achsen sollen nachfolgend noch einmal gesondert dargestellt werden. Longitudinale Achse Die longitudinale Achse läuft parallel zur Längsachse des Herzens. Anhand ihres Verlaufes werden longitudinalen Geschwindigkeiten, der longitudinale Strain oder die longitudinale Strain rate gemessen. Die myokardiale Verformung entlang der longitudinalen Achse entspricht der systolischen Verkürzung bzw. diastolischen Verlängerung dieser Differenzstrecke. Radiale Achse Rechtwinklig (an den basalen Abschnitten) zur longitudinalen Achse verläuft die radiale Achse, also vom Endokard zum Epikard. Die Deformation entlang dieser Achse repräsentiert die Verdickung und Verschlankung der Herzwand über den Herzzyklus. Entsprechend der kuppelförmigen Herzwand kommt es allerdings nach apikal hin zu einem „kippen“ der radialen Achse und damit zu einem Angleichen an die longitudinalen Achse. 10 Circumferentielle Achse Die Messpunkte für die circumferentielle Achse (s. Abbildung 5) sind kreisförmig um die longitudinale Achse angeordnet und liegen innerhalb des Myokards. Im Gegensatz zu traditionellen Achsen im dreidimensionalen Koordinatensystem handelt es sich hierbei also nicht um eine gerade Linie. Abbildung 5: Die Richtung kardialer Bewegung und Verformung im lokalen Herzkoordinatensystem (l = longitudinale Achse, r = radiale Achse, c = circumferentielle Achse) (nach Sutherland GR, 2006) Ultraschallkoordinatensystem Für eine zweidimensionale Darstellung des Herzens kann auch das Ultraschallkoordinatensystem verwendet werden. Es orientiert sich mit seinen Achsen am Verlauf der Ultraschallwellen. Der Nullpunkt des Koordinatensystems definiert sich durch den Schallkopf. Die axiale Achse entspricht dem emittierten Ultraschallsignal, die laterale Achse verläuft senkrecht zur axialen Achse in der Bildebene. Die Elevationsachse steht im rechten Winkel zu den anderen beiden Achsen und erhebt sich aus dem Bild. Dieses Koordinatensystem findet unter anderem bei der Verwendung des Dopplers Anwendung. Es unterliegt dabei der Beschränkung, dass nur die axialen Bewegungen korrekt gemessen werden können. 11 Abbildung 6: Einteilung der drei Bewegungsachsen des Ultraschallkoordinatensystems in die laterale und axiale Bewegungsachse, die die Bildebene definieren und die Elevationsachse aus der Ebene hinaus (nach Sutherland GR, 2006) Generell gilt für alle möglichen Koordinatensysteme: Ist die Teilbewegung entlang aller drei Achsen bekannt und keine der drei Achsen parallel zur anderen, dann kann entsprechend den Regeln jedes euklidischen Vektorraums die Gesamtbewegung aus den drei einzelnen Bewegungsvektoren bestimmt werden. Abbildung 7: in einem dreidimensionalen Raum lässt sich jeder Vektor (v) anhand der drei zugrundeliegenden Teilvektoren (a auf der y-Achse, b auf der x-Achse und c auf der z-Achse) definieren und darstellen (nach Sutherland GR, 2006) Segmentmodelle für den linken Ventrikel (16- und 17-Segmentmodell) Um eine einheitliche Bezeichnung der einzelnen Herzwandabschnitte mittels echokardiographisch gewonnener Daten zu ermöglichen, schlug die American Heart Association (AHA) 2005 das 17-Segmentmodell für den linken Ventrikel (LV) vor. Dieses orientiert sich an Autopsiestudien zur Verteilung der Myokardmasse und Durchblutung, auch wenn die Durchblutung der verschiedenen 12 Segmente einer sehr breiten interindividuellen Variabilität unterliegt (Cerqueira et al. 2002). Die Einteilung des linken Ventrikels erfolgt zunächst longitudinal in sechs kreisförmig angeordnete und von basal nach apikal verlaufende Wandabschnitte (anterior, anterolateral, inferolateral, inferior, inferoseptal und anteroseptal, s. Abbildung 8). Zusätzlich erfolgt eine horizontale Einteilung in drei kreisförmige Ebenen (basal, Mitte und apikal). Abbildung 8: Die Abbildung zeigt die Einteilung in die sechs circumferentiell angeordneten und longitudinal verlaufenden Wandabschnitte (1: anterior, 2: anteroseptal, 3: inferoseptal, 4: inferior, 5: inferoseptal, 6: anterolateral) und die drei kreisförmigen 3 horizontalen Ebenen (basal/basal, Mitte/mid und apikal/apical) Apikal werden nur noch 4 Segmente unterschieden, das 17. Segment repräsentiert die Herzspitze. Aufgrund anatomischer und technischer Gegebenheiten ist die Herzspitze der Ultraschalldiagnostik jedoch nur eingeschränkt zugänglich, so dass im klinischen Alltag das 16-Segment-Modell weiterhin sehr verbreitet ist. Bei diesem fehlt das 17. Segment und der Apex wird zu gleichen Teilen den benachbarten apikalen Segmenten angegliedert. 13 Abbildung 9: 17-Segment Model der AHA (Stand 2002) mit Darstellung der Vertical Long Axis (VLA, dtsch.: Zweikammerblick), Horizontal Long Axis (HLA, dtsch.: Vierkammerblick) und drei Kurzachsenschnitte (Cerqueira et al., 2002) Tabelle 1: Nummerierung und Bezeichnung der Segmente anhand des 17-Segment-Modells (Cerqueira et al., 2002) der AHA basale Segmente 1. 2. 3. 4. 5. 6. basal anterior basal anteroseptal basal inferoseptal basal inferior basal inferolateral basal anterorlateral mittlere Segmente apikale Segmente 7. 8. 9. 10. 11. 12. 13. 14. 15. 16. 17. Mitte anterior Mitte anteroseptal Mitte inferoseptal Mitte inferior Mitte inferolateral Mitte anterorlateral apikal anterior apikal septal apikal inferior apikal lateral Apex 14 Segmentmodell des Vorhofes Eine einheitliche Empfehlung für die Unterteilung des Vorhofmyokards, so wie sie die AHA für die Einteilung des Ventrikels vorgeschlagen hat, existiert aktuell nicht. Boyd (Boyd et al. 2008) schlug in einer Arbeit, die mittels TDI (tissue doppler imaging) myokardiale Veränderungen nach erfolgreicher Kardioversion bei chronischem Vorhofflimmern evaluieren sollte, eine Einteilung der beiden Vorhöfe in insgesamt 13 Segmente vor, die auch in dieser Arbeit Verwendung findet. Es gibt jedoch auch andere Modelle, die sich am Segmentmodell des Ventrikels orientieren und den Vorhof analog in sechs Segmente für jede Schnittebene einteilen (Cameli et al., 2009). Aufgrund der komplexen Anatomie des linken Vorhofes halten wir das Modell von Boyd et al. jedoch für übersichtlicher und besser anwendbar. Abbildung 10: 13-Segment Model für den linken und rechten Vorhof (nach Boyd et al., 2008, Thomas et al. 2003) für die Vorhofdarstellung im Zwei- (links) und Vierkammerblick (rechts) 15 1.4 Doppler-basierte Verfahren in der Echokardiographie (Tissue-Doppler-Echokardiographie) Zwar waren subjektive und deskriptive Beurteilungen der Herzfunktion seit Beginn der Echokardiographie möglich, aber erst durch die Einführung von dopplerbasierten Verfahren, wie z.B. Gewebedoppler-Echokardiographie (Tissue Doppler Imaging, TDI), war man in der Lage, die Bewegung, die Bewegungsrichtung sowie die Verformung und die Verformungsgeschwindigkeit objektiv und reproduzierbar zu messen. Die Analyse einzelner Wandabschnitte wurde jedoch durch die zunächst begrenzten technischen Möglichkeiten eingeschränkt. Durch die konsequente Weiterentwicklung vor allem der Doppler- Echokardiographie und der damit verbundenen Softwareprogramme wurden schließlich auch regionale Analysen der myokardialen Wandbewegung und die echokardiographischen Messungen von Geschwindigkeit, Verformung / Deformation und der Deformationsgeschwindigkeit (sog. Strain und Strain rate) möglich (Vinereanu et al., 1999, Olsen et al., 2009). Tissue doppler imaging (TDI) Tissue doppler imaging (TDI) ist eine Ultraschalltechnik, die sich die echokardiographischen Unterschiede in Bezug auf Reflektion und Bewegungsgeschwindigkeit zwischen Myokard und dem Blutstrom in den Ventrikeln und den großen Gefäßen zunutze macht. Durch Filtermethoden ist es so möglich, das Signal des deutlich schnelleren kardialen Blutflusses aus der Messung herauszufiltern und das langsamere Gewebesignal zu isolieren und diagnostisch zu nutzen. Dabei kann die Messung der myokardialen Geschwindigkeiten mittels PW (pulsed wave) und (color) TDI erfolgen. PW-TDI und Color-TDI Beim PW-TDI wechselt der Schallkopf zwischen Senden und Empfangen. Anhand der Verzögerung zwischen dem Senden und anschließenden Empfangen eines Signals kann die exakte Entfernung zum Messpunkt bestimmt, mittels der Wellenverschiebung (Doppler-Effekt) die lokale Geschwindigkeit erfasst werden. Das Verfahren ermöglicht die Darstellung von Spitzengeschwindigkeiten mit guter zeitlicher, allerdings schlechter räumlicher Auflösung. 16 Beim Color-TDI wird die (myokardiale Wand-)Bewegung innerhalb eines frei wählbaren Messfensters erfasst und entsprechend seiner Bewegungsrichtung in Richtung zum Schallkopf hin oder davon weg, analog zum konventionellen Farbdoppler, in Rot- und Blau-Tönen dargestellt. Spezielle Filter-Algorithmen ermöglichen dabei das Signal des dazwischen fließenden Blutes herauszurechnen. Heutzutage kann durch ausreichend hohen Bildwiederholungsrate eine zufriedenstellende zeitliche Auflösung erreicht werden. Auf diese Weise können mittels TDI praktisch die gesamten mechanischen Parameter zur Charakterisierung der Bewegung und Verformung des Myokards dargestellt werden (Marwick et al., 2003, Mundigler et al., 2002). Zudem ist eine objektive und reproduzierbare Quantifizierung der Herzfunktion durch die Messung der regionalen Wandabschnitte (Urheim et al. 2000) möglich. Doppler-basierte Methoden unterliegen allerdings dem Problem der Winkelabhängigkeit (s. Abbildung 11), d.h. Messungen aus einem einzigen Blickwinkel führen zu Abweichungen, wenn der Bewegungsvektor vom Messvektor abweicht. Abbildung 11: Veränderung der Position eines ROIs während der Systole (dunkelblauer Punkt zu Beginn, hellblauer Punkt am Ende), α=Winkel zwischen gemessener und realer Bewegung, V A=gemessener Vektor, VH=wirklicher Bewegungsvektor, VG=nicht messbarer Anteil an der Bewegung (nach Stoylen et al., 2010) 17 Der gemessene Vektor entspricht dabei der Ankathete (VA) in einem rechtwinkligen Dreieck, wobei der wirkliche Bewegungsvektor die Hypotenuse (V H) bildet. Der Unterschied zwischen dem gemessenen Vektor (VA) und dem tatsächlichen Bewegungsvektor (VH) wird definiert durch den Kosinus des von ihnen eingeschlossenen Winkel (α). ( ) bzw. ( ) Bei steigender Abweichung des Messwinkel α steigt der Unterschied zwischen dem echten und dem gemessenen Vektor bis zu einem Winkel von 90° (VH wird 0, s. Tabelle 2) stetig an. Zwar ist es auch möglich, durch Eingabe des Messwinkels und spezieller Algorithmen winkelkorrigierte Messungen durchzuführen, die Fehlerwahrscheinlichkeit steigt jedoch an. Tabelle 2: mit steigendem Unterschied zwischen der Messachse (VA) und der wirklichen Bewegungsachse (VH), ausgedrückt durch den eingeschlossenen Winkel α, kommt es zu einem systematischen Unterschätzen des realen Vektors (VA/VH) (nach Sutherland GR, 2006) α VA / VH 15 0,96 30 0,86 45 0,71 60 0,5 75 0,26 90 0 Die Doppler-basierten Messverfahren erlauben auch eine Analyse der Deformation der Herzwand. Durch die Erfassung der Geschwindigkeit zweier Punkte in der myokardialen Wand und Verfolgung ihrer Bewegung über einen bestimmten Zeitraum kann über die Messung der Abstandsveränderung auf das Ausmaß der Deformation rückgeschlossen werden. 1.5 Speckle-Tracking Echokardiographie (STE) Als neuartigen Ansatz für die Quantifizierung der kardialen Deformation wurde das Speckle tracking (STE) entwickelt (Insana et al., 1986, Bohs et al. 1991, Buck et al. 2009, Butz et al. 2012 a, Butz et al. 2012 b). Das Prinzip der Speckle tracking Echokardiographie beruht auf einem speziellen Bildanalyse-Algorithmus. Dieser ist in der Lage, innerhalb der während der Echokardiographie gewonnenen zweidimensionalen Bilddaten individuelle Pixelmuster zu erkennen und diese von Bild zu Bild zu verfolgen (Abbildung 12). 18 Abbildung12: Der Speckle-Tracking Algorithmen erkennt für das lokale Myokard spezifische Pixelmuster, die sie über den Herzzyklus verfolgen können (nach Stoylen 2010) Das Verfahren wurde in den folgenden Jahren auch durch eine zunehmend verbesserten Rechenleistung und eine modernere Verarbeitungssoftware verbessert und mittlerweile auch für die dreidimensionale Echokardiographie (Maffessanti et al., 2009) implementiert. Trotz neuerer Entwicklungen werden in der Echokardiographie auch heute noch typischerweise zweidimensionale Bilddaten gewonnen, die sich aus Graustufen zusammensetzen. Die erkennbaren Muster der Graustufenbilder entsprechen den reflektierenden Eigenschaften des untersuchten Gewebes (in der Echokardiographie in der Regel das Myokard). Dabei erscheinen Objekte umso heller, je dichter sie sind, bzw. je besser sie die Schallwellen reflektieren. Diese Muster bestehen aus unregelmäßig verteilten Pixeln (engl. Speckle). Diese sind zwar kein direktes Korrelat lokaler Gewebestrukturen (Fa- sern/Faserverläufe), sondern repräsentieren die lokalen Reflektionseigenschaften des Gewebes, dennoch bilden sie ein für diese Myokardregion spezifisches Muster und können als „Fingerabdruck“ der entsprechenden Region (ROI, eng. Region of Interest) verstanden werden (Butz 2013). Da sich die Muster bei einer guten zeitlichen Auflösung von Bild (engl. frame) zu Bild nur sehr geringfügig ändern, können sie im Verlauf des Herzzyklus vom Algorithmus verfolgt werden (s. Abbildung 13). Der Algorithmus sucht dabei in jedem neuen Bild nach der Region mit den geringsten Unterschieden (SAD = sum of all differences). Die Unterschiede der Pixelmuster zwischen den verschiedenen Frames ergeben sich einerseits durch eine Veränderung der Ultraschallreflexion, anderer- 19 seits durch Bewegungen der ROI aus der Ultraschallebene heraus, die durch die Rotation und Torsion des Herzmuskels zustande kommen. Auf diese Weise wird die Bewegung und Bewegungsgeschwindigkeit der entsprechenden Region erfasst (Dalen et al., 2009). Mittels Speckle tracking können alle Herzwandabschnitte gleichzeitig analysiert werden. Dies erlaubt die winkelunabhängige und globale und regionale Evaluation der mechanischen Herzfunktion, z.B. die Diagnose von Wandbewegungsstörungen und Infarkten (Kukulski et al., 2005, Dohi et al., 2008, Geyer et al. 2010, Butz et al. 2010, Butz, Lang et al. 2010, Butz et al. 2012 a + b). Da die Messung auf den während der normalen zweidimensionalen Echokardiographe gewonnenen Bilddaten beruht, ist es auch möglich, die Messungen offline durchzuführen, wodurch die Untersuchungszeit verkürzt und auf aufwendigere, zeitintensivere Untersuchungen verzichtet werden kann. Abbildung 13: Der Speckle-Tracking-Algorithmus erfasst das individuelle Pixelmuster innerhalb des ROI (region of interest) und „verfolgt“ (graue Pfeile) diese, in dem er die Pixelanordnungen des ersten Bildes (dunkelblau) mit denen der folgenden Bilder (hellblau) vergleicht (nach Stoylen 2010) Aufgrund des zugrunde liegenden Prinzips sind STE-Verfahren abhängig von der Qualität der gewonnenen Graustufenbilder und der zeitlichen Auflösung. Bei einer schlechten Qualität der zweidimensionalen Bilder kommt es nicht mehr zur Abbildung eindeutiger Pixelmuster und damit zu einer Erhöhung der SADs von Bild zu Bild, was die Verfolgung der individuellen Pixelmuster durch den Algorithmus erschwert. 20 Bei einer zu niedrigen frame rate werden die Unterschiede zwischen den Pixelbildern durch Verschiebung aus der Ultraschallebene sowie verändertes Reflexionsverhalten, also die SADs, ebenfalls größer und erschweren dem Algorithmus eine eindeutige Verfolgung der Muster. Sehr schnelle myokardiale Abläufe können sich der Messung komplett entziehen. Schlussendlich kann es – wie bei jeder dopplersonographischen Untersuchung – zu einer Unterschätzung der Spitzenwerte durch eine schlechte zeitliche Auflösung kommen, da Spitzenwerte bei zu niedriger Auflösung ggf. nicht miterfasst werden (s. Abbildung 14). Abbildung 14: Die zeitliche Auflösung ist entscheidend für die genaue Abbildung schneller myokardialer Abläufe (a). Je geringer die zeitliche Auflösung ist, d.h. je weiter die Messzeitpunkte (x-Achse) voneinander entfernt sind, desto schwieriger wird es für den Algorithmus, Spitzen adäquat zu erfassen (die gemessene Linie (blau) kann in b die Spitzengeschwindigkeiten (grau) noch gut nachvollziehen, in c bleiben sie der Messung jedoch verborgen, da sie genau zwischen zwei Messzeitpunkten liegen) (nach Sutherland GR, 2006) Bei zu hoher zeitlicher Auflösung wird jedoch die laterale örtliche Auflösung geringer, was einer schlechteren Bildqualität gleichkommt. Optimale Ergebnisse scheinen bei einer Bildwiederholungsrate von 40 bis 70 Bildern pro Minute erreichbar zu sein (Stoylen 2010). Eine weitere mögliche Fehlerquelle ist die Größe der beobachteten und verfolgten Pixelbereiche. Sie variiert von Messverfahren zu Messverfahren. Trotz der oben angesprochenen Limitationen hat die STE jedoch auch erhebliche Vorteile gegenüber dem TDI. Da zweidimensionale Bilddaten untersucht werden, ist sie unabhängig vom gewählten Winkel (die Winkelabhängigkeit ist eine der größten Schwächen des TDI) und kann die Bewegung in mehr als einer Ebene verfolgen. Dabei können auch ROIs untersucht werden, die dopplerbasierten Messverfahren bisher aus anatomischen Gründen größtenteils verwehrt waren. Weiterhin bietet es die Möglichkeit, die Untersuchung des gewonnenen Datenmaterials im Anschluss an die Untersuchung offline durchzuführen, was die Untersuchungszeit verkürzen kann (Perk et al., 2007). 21 Die Evaluation der STE erfolgte anhand des Goldstandards in der Evaluation der myokardialen Verformung, dem sog. tagged MRI, mit seiner hervorragenden örtlichen und räumlichen Auflösung. Dieses Verfahren besitzt jedoch nur eine geringe zeitliche Auflösung, ist kostenintensiv und bislang Studien vorbehalten. Amundsen konnte zeigen (Amundsen et al., 2006, 2009), dass die Erfassung der myokardialen Funktionsparameter mittels doppler-basierter Verfahren und MRI gut korrelieren und dass die Vergleichbarkeit besonders gut war, wenn 2D-Speckle tracking verwendet wurde. 1.6 Velocity Vector Imaging (VVI) Die in dieser Arbeit verwendete Software „Velocity Vector Imaging“ (VVI) der Firma Siemens (Erlangen, Germany) ist ein neues, auf dem Prinzip des Speckle tracking basierendes Verfahren zur Evaluation myokardialer Bewegungs- und Verformungsparameter wie Geschwindigkeit (Velocity), Strain, Strain rate oder der segmentalen Auswurffraktion. Analog zum Speckle tracking erkennt die Software dabei spezifische Pixelmuster im ausgewählten Bereich – meist entlang der Endokardgrenze - und verfolgt diese von Bild zu Bild. Neben der Verfolgung der Pixelbilder erfasst und verwendet der Algorithmus weitere Faktoren, wie die Konsistenz der Periodik über mehrere Herzzyklen, die Kohärenz der Gesamtbewegung, die Bewegung der Mitralebene und der Endokardgrenze und bezieht diese mit in die Messung ein (Vannan et al., 2005). Da die Auswertung auf den gewonnenen zweidimensionalen Bilddaten beruht, kann die Analyse - neben der Online-Messung während der Untersuchung auch im Anschluss an die Echokardiographie am Ultraschallgerät oder einem externen PC mit der entsprechenden Software erfolgen. Wie für Speckle tracking Verfahren üblich wird die Untersuchung im Gegensatz zu dopplerbasierten Messverfahren unabhängig vom Winkel zwischen Messund Bewegungsachse analysiert. Die Darstellung der Bewegung erfolgt dabei in Form von Vektorpfeilen, die die jeweilige Bewegungsrichtung des Myokards widerspiegeln und deren Länge die regionale Wandgeschwindigkeit darstellt (s. Abbildung 15) 22 Abbildung 15: Der Algorithmus verfolgt die Bewegung entlang der gezogenen Linie (links) und berechnet sowohl lokale (oben rechts, an der Stelle des rechten Messpunktes) als auch globale Bewegungsparameter. Die Vektorpfeile stellen die Richtung und die relative Geschwindigkeit der lokalen Wandbewegung dar, die zweidimensionale Darstellung(rechts unten) stellt die Geschwindigkeit über die gesamte gemessene myokardiale Wand (x-Achse) und über alle gemessenen Herzzyklen (y-Achse) dar. Vorherige Studien belegen die Anwendbarkeit der VVI-Software zur Identifizierung und Evaluation infarzierter Myokardareale (Jurcut et al. 2008), der Verlaufskontrolle nach einem Infarkt (Chen et al. 2007, Butz 2010), der Quantifizierung von dyssynchronen Wandbewegungsstörungen und als Prädiktor des Langzeiterfolges nach Resynchronisation (Canesson et al., 2006) und der Veränderung der myokardialen Funktion bei Kardiomyopathien (Zeng et al., 2009). Auch für die Erhebung von Funktionsparametern des Vorhofes kann die VVISoftware verwendet werden (Jarnert et al., 2008). 1.7 Analyse der myokardialen Geschwindigkeit und Verformung (Strain und Strain rate imaging) Heutzutage sind der myokardiale Strain und die Strain rate als quantitative Funktionsparameter zur Bestimmung der regionalen und globalen myokardialen Herzfunktion anerkannt (Mor-Avi et al., 2011, Butz 2013). Im Gegensatz zu anderen Parametern werden sie kaum von weiteren Einflussgrößen wie z.B. der Vor- und Nachlast beeinflusst. Die klinische Anwendbarkeit und ihr Stellenwert bei der Suche nach und Beurteilung von verschiedenen relevanten kardialen Krankheitsbildern konnte in mehreren Studien eindrücklich belegt werden (s. Vannan et al., 2005, Jurcut et al., 2008, Zhang et al., 2009). 23 Beide Parameter können mittels der beschriebenen echokardiographischen Verfahren erfasst werden. Die Darstellung von Bewegung und Verformung erfolgt dabei über die Analyse der Geschwindigkeiten und der Verformung bzw. Verformungsgeschwindigkeit des Myokards. Myokardiale Geschwindigkeiten Die Geschwindigkeit (Tissue Velocity, angegeben in cm/s) der Bewegung des Herzmuskels ergibt sich aus seiner relativen Positionsänderung (l) im Vergleich zur Ausgangsposition (l0) über einen bestimmten Zeitraum (t) während des Herzzyklus. ( ) (Formel nach Voigt et al., 2002) Die Velocity wird definiert als Displacement (= Positionsveränderung = ∆ ) pro Zeit, V= Velocity, l0 = Ausgangposition, l = Endposition, t = Zeitdauer. Der für die Längenberechnung benötigte Nullpunkt entspricht hierbei dem Schallkopf. Bewegung auf den Schallkopf zu (Systole) werden mit einem positiven, Bewegungen vom Schallkopf weg (Diastole) mit einem negativen Vorzeichen angegeben. Beim Vergleich der Wandgeschwindigkeiten der horizontaler Wandabschnitte, also der basalen mit den mittleren und den apikalen Segmenten, wurde schon 1994 von Flemming eine progrediente Abnahme der Geschwindigkeit (ein Geschwindigkeitsgradient) von basal nach apikal beschrieben (Fleming et al., 1994) und danach wiederholt bestätigt (z.B. Kowalski et al., 2001, Reckefuss et al, 2011). Der Gradient entsteht dadurch, dass sich apexferne Herzwandabschnitte wie z.B. die Klappenebene, nicht nur selbstständig bewegen, sondern auch von den zwischen ihnen und der (anatomisch fixierten) Herzspitze liegenden Wandabschnitten mitbewegt werden(„tethering“). Durch die Summation der lokalen Geschwindigkeiten von Apex in Richtung Klappenebene kommt es zu einem Anstieg der Wandgeschwindigkeiten von apikal nach basal. ( ) Der Geschwindigkeitsgradient (VG) wird definiert als die Unterschied zweier Geschwindigkeiten (v1 und v2) an zwei unterschiedlichen Punkten mit dem Abstand l, VG= Velocitygradient, V1 = Geschwindigkeit im Punkt 1, V2 = Geschwindigkeit im Punkt 2, l = Abstand, t = Zeitdauer. 24 Die eigene Bewegungsgeschwindigkeit von apexfernen Wandabschnitten ist aus dieser Gesamtgeschwindigkeit nicht sicher herauszurechnen, die relativ konstanten Werte für Strain und Strain rate entlang der gesamten Herzwand weisen allerdings darauf hin, dass sich die regionalen Wandgeschwindigkeiten im Gegensatz zum gemessenen Gradienten - kaum voneinander unterscheiden (Herbots, 2006). Die regionale Geschwindigkeit ist somit weniger ein direktes Korrelat der regionalen Funktion als Ausdruck der Gesamtgeschwindigkeit der myokardialen Wand. Myokardiale Verformung bzw. Deformation (Strain) Bewegen sich die einzelnen Abschnitte der Herzwand nicht alle mit der gleichen Gesamtgeschwindigkeit, dann unterliegt es einer Verformung (Deformation). Diese setzt sich zusammen aus der Verkürzung (negativ) und/oder Verlängerung (positiv) entlang der longitudinalen und der Verdickung und/oder Verdünnung entlang seiner radiären Achse. Zusätzlich kommt es aufgrund des spiralförmigen Verlaufes der Herzmuskelfasern zu komplexen Scherbewegungen. In einem eindimensionalen Objekt wird die positive Verformung entlang der Bewegungsachse als Verlängerung (engl. „lengthening“ oder „stretching“), die Gegenbewegung als Verkürzung („shortening“ oder „compression“) bezeichnet. Abbildung 16: Die Verformung eines ein-dimensionalen Objektes kann über die Abstandsveränderungen (l) zweier Punkte vom Ausgangswert (l0) aus angegeben werden. (nach Sutherland GR, 2006) ε = Strain, l = aktuelle Länge, l0 = Ausgangslänge, Strain wird definiert als das Verhältnis von Ausganglänge (l0) zur aktuellen Länge ( l) 25 Lagrangian’scher Strain Für den Lagrangian’schen Strain wird als Referenzwert die Länge zu Anfang der Bewegung verwendet, er setzt also voraus, dass die ursprüngliche Länge bekannt sind. Allerdings bleibt er, unabhängig von der derzeitigen Richtung der Verformung (Verkürzung und Verlängerung), positiv, solange er den Ausgangswert nicht wieder unterschreitet. Aus diesem Grund hat er in der modernen Echokardiographie nur eine untergeordnete Rolle (D’hooge et al., 2000). Abbildung 17: Die Verformung eines ein-dimensionalen Objektes kann durch den Lagrangian’sche Deformation (ε), als aktueller Messwert in Bezug auf den Ausgangswert wiedergegeben werden. Dadurch bleibt das Vorzeichen beim 9. Messpunkt positiv (länger als zum Zeitpunkt 0), obwohl mittlerweile schon wieder eine Verkürzung eingesetzt hat (nach Sutherland GR, 2006) Natürlicher Strain Modernere Messverfahren erfassen in der Regel die natürliche Deformation. Die Referenzwerte des natürlichen Strain ergeben sich aus der aktuellen Länge und dem letzten Messzeitpunkt. Anhand dieser Definition kann der Strain zu jedem Zeitpunkt während der Verformung gemessen werden, ohne dass dabei der Ausgangs- oder der Endwert der Länge bekannt sein müssen. Abbildung 18: Eine andere Möglichkeit, Verformung eines ein-dimensionalen Objektes wiederzugeben ist durch den Natural (oder Spontaneus) strain (εN) gegeben, wobei der letztgemessene Wert als Referenzwert verwendet wird (nach Sutherland et al., (nach Sutherland GR, 2006) 26 Da die Deformation als Wert definiert ist, der in einem relativen Verhältnis zu einem Ausgangswert steht, ist der Wert des Strains dimensionslos [Δl/l] und wird in % angegeben. Lagrangian und natürlicher strain stehen in einer nichtlinearen logarithmischen Beziehung zueinander (s. Abbildung 19). Bei einer geringen Deformation sind die Unterschiede gering, sie steigen jedoch exponentiell bei stärkerer Deformation, wie sie (in der Regel) bei der Analyse der Herzfunktion in der Echokardiographie anzutreffen ist (D’Hooge et al., 2000). Abbildung 19: Verhältnis von lagrangian’schem und natürlichem Strain. Durch die logarithmische Beziehung sind die Unterschiede bei niedrigen Strain-Werten gering, bei höheren Strain Werten steigen sie an. Global longitudinal Strain (GLS) Der Global Longitudinal Strain (GLS) repräsentiert die Gesamtverformung des linksventrikulären Myokards und korreliert gut mit der Ejektionsfraktion (EF). Er erlaubt eine zuverlässige Beurteilung der globalen LV-Funktion (Buck et al, 2009). Dabei wird für beide longitudinalen Hälften über die gesamte Länge des U-förmigen Querschnitts in 2-, 3- und 4- Kammerblick die Verformung für jeweils ein basales, mittleres und ein apikales Segment vermessen und dann als gemittelte Kurve der Segmente ausgegeben. Entsprechend der Formel für den GLS kommt es durch die systolische Verkürzung zu einem negativen Vorzeichen. 27 [ ] [ ( ) ( ( )] ) Der GLS ist ein Parameter der globalen Herzaktion und damit für die Erfassung regionaler Einschränkungen nicht geeignet. Möglicherweise kommt ihm jedoch eine besondere Stellung beim echokardiographischen Monitoring zu (Gjesdal et al, 2009, Mor-Avi et al., 2011). Global longitudinal atrial Strain (GLaS) Der Global longitudinal atrial strain (GLaS) oder auch peak atrial longitudinal strain (PALS) ist das atriale Äquivalent zum GLS und kann mittels einer gesamtatrialen Messung oder mittels Mittelung des longitudinalen Strains aller atrialen Segmente, errechnet werden (Cameli et al, 2009). Anders als der GLS repräsentiert er jedoch nicht zwingend die atriale Funktion, da die aktive Arbeit des Atriums während der spätdiastolischen Phase stattfindet. Die systolische Verformung des Atriums hingegen geschieht passiv. Hierbei wird das apikale Myokard durch die apikal gerichtete Bewegung der Klappenebene, hervorgerufen von der ventrikulären Kontraktion, mitbewegt. Strain rate Für die Erfassung der kardialen Funktion ist jedoch nicht nur die absolute Deformation, sondern auch die Geschwindigkeit dieses Prozesses von Bedeutung. Die Strain rate ist als Geschwindigkeit der Verformung oder die Verformung pro Zeiteinheit definiert. Bei gleichem Strain sind, je nach Dauer der Verformung, völlig unterschiedliche Strain rates denkbar (s. Abbildung 20). Abbildung 20: Bei gleichem Strain sind, je nach Dauer des Verformungsprozesses, unterschiedliche Strain rates denkbar (gleiche Gesamtverformung links nach 3, rechts nach 6 Sekunden). (nach Sutherland GR, 2006) 28 Für die Berechnung der Strain rate anhand der echokardiographisch gewonnenen Wandgeschwindigkeitsparameter wird die Geschwindigkeit zweier Punkte (va in Punkt A und vb in Punkt B) im Myokard erfasst und die Distanz (d) zwischen den beiden Punkten gemessen. Eine andere Möglichkeit ist die Berechnung der Strain rate aus dem Strain. Hier ist Aus dieser Formel ergibt sich für die Strain rate die Einheit s-1. Dabei wird die Einheit s-1 hier im Allgemeinen beibehalten und nicht die gleichwertige Einheit Hertz verwendet, da sich s-1 nicht auf eine periodische Bewegung sondern auf einen einzeitigen Verformungsablauf bezieht. Strain und Strain rate stellen für die lokale kardiale Funktion deutlich verlässlichere Parameter als die regionale Geschwindigkeit dar (s. Stoylen 2013), da die regionale Geschwindigkeit (s.o. Geschwindigkeitsgradient) im Gegensatz zur regionalen Verformung durch Veränderungen an anderen Wandabschnitten deutlich stärker beeinflusst wird. Segmentale Ejektionsfraktion Die Relevanz der Ejektionsfraktion, also des relativen Anteils der systolischen Auswurfsfraktion am enddiastolischen Füllungsvolumen ist als Funktions- und als Verlaufs- und Prognoseparameter bei verschiedenen kardialen Erkrankungen unumstritten. Die sog. segmentale Ejektionsfraktion berechnet den Anteil eines segmentalen, bzw. regionalen, Herzabschnittes an der globalen Ejektionsfraktion (EF). Die prognostische oder klinische Relevanz der segmentalen EF ist bisher nicht belegt, es besteht aber die Möglichkeit, dass ihre Bestimmung z.B. nach einem ischämischen Ereignis eine genauere Umschreibung einer lokalen Schädigung als die Erfassung der globalen Ejektionsfraktionen bietet. 29 Abbildung 21: Darstellung der mittels der Syngo VVI-Software ermittelten segmentalen EF im 4-Kammerblick und die Darstellung über den analysierten Herzzyklus (Links oben: Gesamtvolumen, links Mitte: Durchmesser, links unten: segmentales Volumen, rechts oben: analysierte Echokardiographieaufnahme, rechts unten: Darstellung der durchschnittlichen segmentalen Ejektionsfraktion im 16 Kammerblick Synchronizität des linken Ventrikels Intra- und interventrikuläre Asynchronie sind beide in der Lage, eine bereits geschwächte Herzfunktion noch weiter zu verschlechtern und die Effektivität der Herzarbeit zu vermindern. Die kardiale Resynchronisationstherapie (engl. cardiac resynchronicity therapy, CRT) ist ein wichtiger Bestandteil der Therapie von Patienten mit chronischer Herzinsuffizienz geworden. Ein wesentliches Problem bleibt jedoch die Identifikation geeigneter Patienten, die von einer CRT-Therapie profitieren. Derzeit werden neben einer QRS-Breite von mehr als 130 msek keine echokardiographischen, sondern klinische Kriterien (NYHA III-IV, EF < 35 %) herangezogen (Kass et al., 2003). Unter Verwendung dieser Kriterien kommt es allerdings zu einem unzureichenden Therapieansprechen (non-responder) bei bis zu 30% der Patienten. In unterschiedlichen Studien (Bleeker et al., 2004, Bleeker et al. 2005., Schuster et al. 2004) konnte mittels TDI gezeigt werden, dass bei bis zu 30% der Patienten mit einer QRS-Breite über 150 msek echokardiographisch keine rele- 30 vante Asynchronie vorlag. Interessanterweise konnte allerdings für 30% der Patienten mit einer normalen QRS-Breite echokardiographisch eine relevante Asynchronie der Wandbewegung gezeigt werden. Aufgrund der der widersprüchlichen Datenlage (Achilli et al., 2004, Notabartolo et al., 2004, ReTHINQ und PROSPECT- Studie) bleibt der Stellenwert der TDI in der Patientenselektion derzeit unklar. Neuere Studien, die TDI mit STE vergleichen, zeigen, dass STE den früheren Methoden mindestens gleichwertig (Shin et al., 2009, Tanaka et al., 2009) bzw. sogar überlegen ist (Cannesson et al., 2006, Tanaka et al., 2013, STARStudie). Eine mögliche Erklärung hierfür ist die Tatsache, dass Lage und Bewegungsrichtung des Herzmuskels innerhalb der gemessenen Ebene bei STE keine große Rolle spielen. Somit können Bewegungsstörungen genauer erfasst werden können. Abbildung 22: Abbildung der segmentalen Geschwindigkeiten (TTP) ohne relevante Asynchronie zwischen den basalseptalen und basal-lateralen Segmenten, Darstellung mittels der Syngo VVI-Software 31 1.8 Normwerte Normwerte werden gewöhnlich aus einem für ein bestimmtes Merkmal unauffälligen Kollektiv erstellt und ermöglichen in der Folge die Einordnung eines Individuums anhand der vorher ermittelten Daten. Einige medizinische Parameter, lassen sich lediglich als Antwort auf eine „ja oder nein“ –Frage darstellen, z.B. die Frage nach dem Geschlecht oder dem Vorhandensein bestimmter Krankheiten. Die meisten anderen medizinischrelevanten Normwerte lassen sich jedoch mittels einer Gauß‘schen Normverteilungskurve darstellen. Dabei ist zu beachten, dass Normabweichungen sehr unterschiedliche pathologische Bedeutungen haben können. Möglicherweise repräsentieren Veränderungen in die eine Richtung klinisch gefährlichere Abweichungen als solche in die andere Richtung oder sie sind physiologisch nur in eine Richtung möglich. Bei der gauß‘schen Normalverteilung orientieren sich die Werte entlang des arithmetischen Mittelwertes und der Standartabweichung. Dabei gilt, dass im Bereich vor einer Standardabweichung um den Mittelwert 68,3 % der ermittelten Daten liegen, 95,5 % im Intervall von zwei Standardabweichungen und 99,7 % im Intervall vondrei Standardabweichungen. Als Normbereich wird i.d.R. der Bereich von zwei Standardabweichungen definiert, d.h. dass etwa 95,5 % der gemessenen Daten im Normbereich liegen. Abbildung 23: Gauß‘sche Normalverteilungskurve. Die Normwerte liegen mit abnehmender Häufung um den Mittelwert µ. Innerhalb einer Standardabweichung SD ober- und unterhalb des Mittelwertes liegen dabei 68,27 %, im Bereich von zwei Standardabweichungen liegen 95,45%, im Bereich von drei Standardabweichungen 99,73%, 32 Der Begriff des „Normwertes“ ist allerdings irreführend, da Abweichungen, je nachdem, von welchen weiteren Faktoren die untersuchten Parameter abhängig sind, keinen Krankheitswert haben müssen, während auch innerhalb der Normalverteilung liegende Werte ein pathologisches Korrelat haben oder für einen krankhaften Zustand stehen können (s.u.). So ist es trotz der Normwerte nötig, einen Wert auch im aktuellen Kontext zu betrachten. Bisweilen kann es auch sinnvoll sein, Normwerte nicht anhand von allgemeinen Durchschnittswerten (z.B. ein „Normalgewicht“ aus einer offensichtlich übergewichtigen Gruppe) sondern anhand der Durchschnittswerte der Gruppe mit dem für den betrachteten Risikofaktor geringsten Risiko zu erheben. Unterschiedliche Messmethoden können aufgrund der unterschiedlichen Stärken und Schwächen der verschiedenen Methoden ggf. auch unterschiedliche Normwerte zeigen. Für die Erhebung der myokardialen Parameter Strain und Strain rate konnte in verschiedenen vergleichenden Arbeiten gezeigt werden (Dalen et. al, 2010, Sutherland GR, 2006, Biaggi et al. 2009, Marwick et al. 2003), dass mittels unterschiedlicher duplex- und dopplersonographischer Untersuchungsmethoden unterschiedliche Normwerte generiert werden. In einer Meta-Analyse von Yingchoncharoen (Yingchoncharoen et al. 2013) waren die verwendeten Analysemethoden die Hauptursache für unterschiedliche Normwerte und entscheidender als z.B. das Alter der untersuchten Probanden. Zu ähnlichen Ergebnissen kamen auch Biaggi (Biaggi et al, 2009) und (Dalen et al. 2010), weswegen heute eine weitergehende Vereinheitlichung sowohl der Methodik als auch der zugrundeliegenden Technik gefordert wird (Mor-Avi et al. 2011). Bei dem in dieser Arbeit verwendeten VVI handelt es sich um ein relativ neues Messverfahren mit einem eigenen Messalgorithmus. Auch wenn davon ausgegangen werden kann, dass die Normwerte denen vergleichbarer Studien mit vergleichbarer Software zumindest ähneln, zeigen die oben genannten Vergleichsstudien, wie wichtig es ist, auch für VVI eigene Normwerte zu erheben und dass die Ergebnisse von anderen Studien, die andere Analysemethoden verwendet haben, nicht unkritisch übernommen oder als Vergleich herangezogen werden sollten. Die erstmalige Erhebung linksatrialer und linksventrikulärer Normwerte bei einem größeren Normkollektiv ist daher das Ziel der hier vorliegenden Arbeit. 33 2. Zielsetzung Velocity Vector Imaging ist ein relativ neues Messverfahren zur echokardiographischen Quantifizierung regionaler und globaler myokardialer Funktionsparameter, das seine grundsätzliche klinische Anwendbarkeit in mehreren Studien unter Beweis gestellt hat. Zu Untersuchungsbeginn dieser Arbeit gab es keine Arbeit, die sich ausschließlich mit der Erhebung von Normwerten für den linken Ventrikel und den linken Vorhof bei einem größeren Kollektiv beschäftigt hat. Mit dieser Studie sollten erste Normwerte für die VVI-Software erhoben werden, die in weiteren Studien als Vergleichsparameter herangezogen werden können. Dabei sollten Normwerte sowohl für den linken Vorhof als auch für den linken Ventrikel generiert werden. 34 3. Methodik Die Dissertation wurde der Ethik-Kommission der Ruhr-Universität Bochum vorgestellt und durch diese genehmigt (Registrier-Nr. 3311-08). 3.1 Patientenkollektiv Die Studie umfasst 53 herzgesunde Probanden zur Erhebung von echokardiographisch ermittelten parametrischen Normwerten der myokardialen Funktion des linken Vorhofs und des linken Ventrikels. Die Probanden wurden in einem persönlichen Gespräch über die Art der Datenerhebung und –verwendung, sowie die echokardiographische Untersuchung aufgeklärt und erhielten einen schriftlichen Aufklärungs- und Einwilligungsbogen. Nach Einwilligung galten die Probanden als eingeschlossen, wobei die personenbezogenen Daten anonymisiert wurden. Die Einwilligung zur Teilnahme konnte von den Probanden jederzeit zurückgezogen werden. Von dieser Möglichkeit hat jedoch keiner der Teilnehmer Gebrauch gemacht. Einschlusskriterien Eingeschlossen wurden Männer und Frauen ohne bekannte kardiologische Vorerkrankungen oder Erkrankungen mit kardialer Beteiligung (Alter 18 bis 55 Jahre) mit unauffälliger kardiologischer Basisdiagnostik, unauffälligem EKGund Echokardiographiebefund bei vorliegender Einverständniserklärung der Probanden. Ausschlusskriterien Neben schlechter Schallbarkeit führten bekannte kardiologische Vorerkrankungen oder Erkrankungen mit regelmäßiger kardiologischer Beteiligung wie z.B. Diabetes oder Bluthochdruckerkrankungen, eine auffällige kardiologische Basisdiagnostik, ein auffälliges EKG oder ein auffälliger Echokardiographiebefund zum Ausschluss aus der Studie. Auch schwangere Frauen wurden von der Studie ausgeschlossen. 3.2 Durchführung Nach Aufklärung und Einwilligung der Probanden in die Studie erfolgte eine ausführliche kardiologische Anamnese. 35 Im Anschluss erfolgte eine körperliche Untersuchung und es wurde ein 12Kanal-EKG geschrieben und von einem erfahrenen Kardiologen auf Auffälligkeiten analysiert. Bei unauffälligem Befund wurde daraufhin die echokardiographische Untersuchung durchgeführt. Die Untersuchungen fanden in Linksseitenlage statt und wurden von einem langjährig in der echokardiographischen Diagnostik erfahrenen Kardiologen (DEGUM-Stufe-III) durchgeführt. Echokardiographische Untersuchung Die Aufzeichnung und anschließende Auswertung der mittels Echokardiographie gewonnenen Daten erfolgte mit einem Acuson Sequoia S 512 der Firma Siemens unter Verwendung eines 3,75 MHz–Schallkopf und der VVI-Software Version 2.0. Zur Optimierung der zeitlichen Auflösung von Strain, Strain rate und Velocity wurde eine möglichst hohe Bildwiederholungsrate (FR > 50) gewählt. Die Aufnahmen erfolgten jeweils über 3-5 Herzzyklen. Die Untersuchung erfolgte im 2, 3 und 4 Kammerblick, sowie für die Kurzachse in Höhe der Papillarmuskeln. Die Aufzeichnung erfolgte EKG-synchronisiert und wurde im Anschluss in Form von kurzen Videosequenzen (Cineloops) auf der Festplatte des Echogerätes gespeichert. Von den üblichen echokardiographischen Standard-Schnittebenen wurden der Kurzachsenschnitt in Höhe der Papillarmuskeln und die longitudinalen Zweikammer-, Dreikammer- und Vierkammer-Schnittebenen für die weitere Auswertung im speziellen VVI-Modus aufgezeichnet. Datenspeicherung Die Datensicherung erfolgte im Anschluss an die Messung auf handelsüblichen DVDs. 3.3 Offline Analyse mittels VVI Die Analyse der gespeicherten Daten fand offline mittels der dafür zur Verfügung stehenden Software syngo US Workplace (Siemens, Erlangen, Germany) statt. 36 Messung Für die offline Analyse mittels der VVI-Software wurde der Messzyklus mit der besten Bildqualität und der höchsten Framerate ausgewählt. Die Endokardgrenze wurde nachgezeichnet und die Analyse gestartet. Im Anschluss wurde die Verfolgung durch den Messalgorithmus anhand der Übereinstimmung der Wandbewegung und der Bewegung der Messlinie visuell überprüft. Dabei wurden die individuellen Werte für die ventrikulären und atrialen segmentalen Wandgeschwindigkeiten, den Strain, die Strain rate, die segmentale Ejektionsfraktion, die Phase und die Zeit bis zur Spitzengeschwindigkeit (time to peak) der Myokardbewegung erhoben. Die Daten für den linksatrialen Strain wurden (gemäß den methodischen Ansätzen von Boyd und Kollegen (Boyd et al. 2008)) im 2- und 4-Kammerblick erhoben, Bei mangelhafter Qualität wurden die Messbereiche neu definiert, bzw. das Segment bei Unmöglichkeit einer Analyse von der Bewertung ausgeschlossen. Entlang der Endokardgrenze wurden für jedes Ventrikel- bzw. Atriumsegment Messpunkte gewählt. Die Messpunkte wurden von basal nach apikal und jeweils in der Mitte der einzelnen Segmente platziert. Die Bestimmung der Segmentmitte konnte dabei jedoch nur optisch erfolgen (s. Abbildung 24). Die Analyse des linken Ventrikel erfolgte gemäß der Empfehlung der AHA (Cerqueira et al., 2002) prinzipiell anhand des 17 Segment-Modells. Die VVI-Software verwendet jedoch ein 16-Segment-Modell ohne Apex (s. Abbildung 22). Bei der manuellen Platzierung erfolgte die Wahl der ROIs apikal daher so, dass die Messepunkte sicher innerhalb der apikalen Segmente des 17-Segmentmodells lagen. Neben der horizontalen Aufteilung in eine basale, mittlere und apikal Ebene teilt das 17 Segmentmodell der AHA das Herz in sechs longitudinale, von basal nach apikal verlaufende, Wandabschnitte mit je einem basalen und mittleren Segment und in vier apikalen Segmente ein (s.o. „17 Segmentmodell der AHA für den linken Ventrikel“). Für alle Segmente wurden aus den drei Standardlängsachsenschnitten die Werte für die Velocity (S‘, E‘, A‘), der Strain, die Strain rate und die segmentale Ejektionsfraktion erhoben. Neben einem Vergleich der einzelnen Segmente wurden die sechs longitudinalen Wandabschnitte des Ventrikels (anterior septal, anterior, lateral, posterior, 37 inferior septal) und die drei horizontalen Ebenen (basal, Mitte und apikal) einander gegenübergestellt. Dabei erfolgte die Berechnung der Varianz mittels einer einfaktoriellen Varianzanalyse (ANOVA, SPSS Version 18.0). Abbildung 24: VVI-Analyse für eine Aufnahme des vier Kammerblicks mit Berechnung und Darstellung der Geschwindigkeit (Vel), des Strain und der Strain rate (SR). Entlang der Endokardgrenze (s. kleines Fenster links oben) wurden für jedes Segment Messpunkte in der Mitte des jeweiligen Segmentes platziert. Für eine Untergruppe von 12 Probanden untersuchten wir den Zusammenhang der Time To Peak (TTP) und des intra- und interventrikulären Delay im Vierkammerblick mit der QRS-Breite im Vergleich der basalen mittleren und lateralen Segmente. Für die Messung des interventrikulären Delays wurde dabei die Messlinie anstatt entlang der septalen Endokardgrenze entlang der rechtsventrikulären lateralen Wand gezogen und mit der linksventrikulären lateralen Wand verglichen. Auf eine Erhebung und Auswertung des radialen Strain (gemessen im Kurzachsenschnitt), wurde verzichtet, da radialer Strain lediglich die indirekte Verdickung bzw. Verdünnung während der Herzaktion darstellt (Stoylen, 2013). 38 Dateneingabe Für jeden Probanden wurde ein Maximum von 312 Datenparametern erhoben, wenn alle Segmente ausgewertet werden konnten. Die Daten wurden aus Gründen der Übersicht über Eingabemasken in eine eigens erstellte ExcelTabelle übertragen (s. Abbildung 25). Abbildung 25: Aus Gründen der Übersicht wurden die erhobenen Daten primär in eine eigens erstellte Exceltabelle eingetragen 39 3.4 Auswertung und Statistik Die Auswertung der Daten erfolgte, nach einer Statistikberatung im hiesigen Institut für medizinische Informatik und Epidemiologie (Prof. Dr. Trampisch, Ruhr-Universität-Bochum), mit Microsoft Excel 2010 und SPSS Version 18.0 bzw. 20.0. Die Erhebung und Eingabe des kompletten Datensatzes für einen Probanden erforderte inklusive der Dateneingabe etwa drei Stunden. Erhoben wurden die Mittelwerte, Mediane, Standardabweichungen, die Maximal und die Minimalwerte für alle untersuchten Variablen (S‘-, E‘- und A‘-Velocity, Strain, Strain rate, EF, GLS, GLaS). Zusätzlich erfolgte die Korrelation des Strains mit einigen unabhängigen Variablen wie dem Geschlecht und dem Alter. Unter der Annahme, dass die erhobenen Werte normalverteilt seien, wurden zum Vergleich der basalen, mittleren und apikalen Segmente untereinander, sowie der gesamten basalen, mittleren und apikalen Ebenen, unifaktorielle Varianzanalysen (ANOVA) durchgeführt. Auf einen Vergleich aller Segmente untereinander wurde aufgrund der daraus resultierende Menge der Berechnungen (mehrere tausend) und der zu erwartenden großen Anzahl falsch positiver (signifikanter) Ergebnisse verzichtet. 3.5 Reproduzierbarkeit der Messungen Die Inter- und Intraobservariabilität wurde durch wiederholte Messungen der Daten von 10 Probanden untersucht. Für die Interobservariabilität wurden im Vierkammerblick die Daten für Strain, Strain rate und Velocity für den linken Ventrikel von zwei unterschiedlichen mit der VVI-Software vertrauten Untersuchern erhoben. Für die Intraobservariabilität erfolgte eine erneute Messung 4 Wochen nach der ersten Datenerhebung durch einen der beiden Untersucher und wurde mit der ersten Messung des gleichen Untersuchers verglichen. Tabelle 3: Kontrolle der Inter- und Intraobservervariabilität für die VVI-Software bei einer Subgruppe von 10 Probanden Variabilität/Abweichungen in % Inter-observer Intra-observer S‘ Velocity E‘ Velocity A‘ Velocity Strain Strain rate 10,2 12 8,6 17,6 16,6 6,4 5,9 7,2 13,3 11,5 40 4. Ergebnisse Es wurden die Datensätze von 53 Patienten, Durchschnittsalter 32,3 ± 18,3 Jahre (25 Frauen, Durchschnittsalter 29,4 ± 13,5 Jahre, 28 Männer Durchschnittsalter 35 ± 17,0 Jahre) erhoben und analysiert. Durch die Zusammensetzung des Normalkollektivs (meist Studenten jüngeren Alters) ist ein gewisser confounding bias anzunehmen, da bei ihnen eher nicht mit unbekannten kardialen Risikofaktoren wie einer unentdeckten Hypertonie oder Hypercholesterinämie, bzw. einer unerkannter KHK zu rechnen ist. Für die insgesamt 901 myokardialen Segmente konnten insgesamt 7946 Werte erhoben werden. Dies entspricht einer Feasibility von 72 %. Kein Proband musste ausgeschlossen werden und kein Proband zog im Nachhinein seine Zustimmung für die Studienteilnahme zurück. Tabelle 4: Basisdaten des untersuchten Normalkollektives von n=53 Personen (25 weiblich) Gesamt SD weiblich n = 53 SD n = 25 männlich SD n = 28 Alter 32,3 18,3 29,4 13,5 35 17 Größe (cm) 174,8 10,1 168,1 6,9 181,1 8,4 Gewicht (kg) 69,8 10,6 63,4 8,8 75,8 8,5 BMI (kg/m2) 22,8 2,7 22,5 3,0 23,1 2,3 Herzfrequenz (s/min) 68,9 10,1 69,5 9,9 68,7 10,4 LVSED (cm) 4,74 0,53 4,40 0,54 4,94 0,42 IVSED (cm) 0,88 0,15 0,85 0,11 0,91 0,16 HWD (cm) 0,91 0,16 0,90 0,10 0,91 0,18 Aortenwurzel (cm) 2,78 0,5 2,53 0,31 2,91 0,54 LA (dm) 3,6 0,37 3,54 0,4 3,62 0,36 LVDDI (cm m2) 2,54 0,23 2,56 0,285 2,55 0.22 4.1 Ventrikelanalyse Geschwindigkeiten des linken Ventrikels Wir erhoben die systolische Wandgeschwindigkeit (S‘) und die diastolischen Geschwindigkeiten während der frühdiastolischen (E‘ Velocity) und der spätdiastolischen (A‘ Velocity) Phase (s. Abbildung 26, Darstellung der Ergebnisse 41 mittels Microsoft Excel und Abbildung 27, Darstellung der Messungen online mittels der syngo US Workplace Software). Die Ermittlung der P-Werte erfolgte mittels unifaktorieller Varianzanlyse (ANOVA). Mittelwerte über den Herzzyklus 8 6 Velocity (cm/s) 4 2 0 S E A -2 -4 -6 -8 Abbildung 26: Mittelwerte der basalen (b), mittleren (m) und apikalen (a) Ableitung der Geschwindigkeiten des linken Ventrikels mit dem typischen positiven Verlauf während der Systole (S) und den beiden negativen Wellen während der Diastole (E Welle und A Welle), Darstellung mittels Microsoft Excel Office 2013 Abbildung 27: Mittelwerte der basalen (b), mittleren (m) und apikalen (a) Ableitung der Geschwindigkeiten des linken Ventrikels mit dem typischen positiven Ausschlag während der Systole (S) und den beiden negativen Ausschlägen während der Diastole (E Welle und A Welle) 42 S‘-Geschwindigkeit Bei der Auswertung und dem Vergleich der systolischen Spitzengeschwindigkeiten des Ventrikels ist zu beachten, dass vor allem in den apikalen Segmenten die Bild- und Analysequalität aufgrund anatomischer Gegebenheiten (Schallschatten) besonders häufig eingeschränkt wurde. Die beste Schallbarkeit hatten die septalen Segmente, am schlechtesten war das lateral apikale Segment zu erfassen, v.a. im 2- und 3-Kammerblick (Feasibility 48%). Tabelle 5: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) für die segmentale systolische Geschwindigkeit (S‘, cm/s) für den linken Ventrikel, der jeweilige Vergleich der basalen, mittleren und apikalen Segmente untereinander zeigte keine signifikanten Unterschiede. Die P-Werte beziehen sich jeweils auf den Vergleich aller Segmente einer Ebene (z.B. alle basalen Segmente untereinander). Der Apex wurde nicht mit erfasst. MW SD 1 2 3 4 5 6 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral 5,60 5,04 5,14 5,60 5,26 5,42 1,10 1,21 0,78 1,00 1,35 0,84 7 8 9 10 11 12 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral 3,39 3,26 3,49 3,58 3,33 3,29 0,79 0,78 0,67 0,92 0,94 0,71 13 14 15 16 anterior septal inferior lateral 1,37 1,61 1,56 1,08 0,47 0,54 0,66 0,48 Median Min basal 5,46 3,75 4,78 3,44 5,03 3,60 5,57 4,07 5,04 3,10 5,21 3,86 Mitte 3,29 2,12 3,19 2,02 3,52 2,22 3,46 2,35 3,35 1,76 3,20 1,54 apikal 1,25 0,62 1,55 0,68 1,61 0,63 1,02 0,02 Max p-Wert 7,82 7,56 7,34 7,89 8,99 7,09 0,150 5,01 5,13 5,23 6,30 5,32 4,73 0,537 2,34 3,11 2,74 2,09 < 0,001 Der Vergleich der sechs basalen (im Mittel 5,26 ± 1,58 cm/s) und der sechs mittleren Segmente (3,39 ± 0,88 cm/s) untereinander, zeigte keine signifikanten Unterschiede (p> 0,05). Der Vergleich der vier apikalen Segmente (1,35 ± 0,48 cm/s) zeigte einen hochsignifikanten Unterschied (p < 0,001), mit einer maximalen Geschwindigkeit im septalen und einer minimalen Geschwindigkeit im lateralen Segment. 43 Beim Vergleich der S‘-Geschwindigkeiten der drei Ebenen basal, Mitte und apikal zeigte sich ein signifikanter (p jeweils < 0,001, s. Tabelle 6) Gradient von basal nach apikal. Dies entspricht dem bereits beschriebenen Geschwindigkeitsgradienten (siehe Seite 23). Tabelle 6: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min), Maximalwerte (Max) und P-Wert für die horizontalen Ebenen für die segmentale systolische Geschwindigkeit (S‘, cm/s), die P-Werte sind hochsignifikant für den Vergleich basal-mittig, basal-apikal und mittig-apikal S‘ basal S‘ Mitte S‘ apikal M-Wert 5,26 3,39 1,35 SD 1,58 0,88 0,48 Median 5,09 3,36 1,24 Min 3,84 2,38 0,57 Max 7,12 4,84 2,28 p-Wert <0,001 E‘-Geschwindigkeit Die Analyse der E‘-Geschwindigkeiten des linken Ventrikels zeigte ähnliche Ergebnisse wie die Erhebung der S‘-Geschwindigkeiten (s.o.) Tabelle 7: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min), Maximalwerte (Max) und P-Wert für die horizontalen Ebenen für die segmentale frühdiastolische Geschwindigkeit (E‘, in cm/s), der Vergleich der basalen und mittleren Segmente untereinander zeigte keine signifikanten Unterschied, apikal war der Unterschied zwischen den einzelnen Segmenten signifikant (P-Wert 0,05) MW SD 1 2 3 4 5 6 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral -5,47 -4,73 -5,09 -5,38 -5,15 -5,31 1,29 1,41 1,07 1,17 1,07 1,20 7 8 9 10 11 12 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral -3,37 -3,21 -3,48 -3,40 -3,08 -3,13 1,01 0,98 0,95 1,04 0,72 1,43 13 14 15 16 anterior septal inferior lateral -1,22 -1,58 -1,45 -1,16 0,74 0,69 0,80 0,77 Median Min basal -5,48 -7,55 -4,90 -8,88 -5,02 -7,60 -5,54 -7,60 -5,14 -7,60 -5,29 -7,39 Mitte -3,41 -5,19 -2,99 -5,42 -3,48 -5,36 -3,68 -5,24 -2,90 -4,49 -3,02 -5,73 apikal -1,16 -2,61 -1,53 -3,87 -1,32 -3,22 -1,00 -3,20 Max p-Wert -3,05 -2,75 -2,46 -2,76 -3,35 -0,56 0,110 -1,02 -1,61 -0,20 -0,81 -1,89 3,90 0,636 0,56 -0,08 0,82 1,11 < 0,05 Der Vergleich der Segmente innerhalb der einzelnen Ebenen zeigte auch hier nur apikal (p<0,05) einen signifikanten Unterschied zwischen den einzelnen Segmenten (s. Tabelle7). 44 Auch der bereits systolisch beobachtete Gradient von den basalen (-5,24 ± 1,54 cm/s) über die mittleren (-3,31 ± -3,31 cm/s) zu den apikalen (-1,39 ± 0,63 cm/s) Segmenten (p jeweils <0,001) konnte hier erneut gezeigt werden (s. Tabelle 8). Tabelle 8: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min), Maximalwerte (Max) und P-Wert für die horizontalen Ebenen für die frühdiastolische Geschwindigkeit (E‘, cm/s), die P-Werte sind alle hochsignifikant für den Vergleich basal-mittig, basal-apikal und mittig-apikal E‘ basal E‘ Mitte E‘ apikal M-Wert -5,24 -3,31 -1,39 SD 1,54 1,17 0,63 Median -5,15 -3,23 -1,31 Min -7,29 -5,43 -2,79 Max -3,17 -0,31 -0,15 P-Wert <0,001 A‘-Geschwindigkeit Tabelle 9: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) für die segmentale systolische Geschwindigkeit (A) für den linken Ventrikel, der Vergleich der basalen, mittleren und apikalen Segmente untereinander zeigte keine signifikanten Unterschied MW SD 1 2 3 4 5 6 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral -1,89 -1,92 -2,09 -1,89 -1,80 -1,84 0,62 0,89 0,70 0,63 0,72 0,64 7 8 9 10 11 12 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral -1,21 -1,31 -1,32 -1,16 -1,06 -1,09 0,52 0,62 0,44 0,40 0,48 0,49 13 14 15 16 anterior septal inferior lateral -0,49 -0,54 -0,47 -0,44 0,27 0,28 0,23 0,29 Median Min Max P-Wert basal -1,92 -3,23 -0,73 -1,87 -4,13 -0,86 -2,10 -3,62 -0,80 0,494 -1,90 -3,37 -0,85 -1,70 -3,25 -0,73 -1,74 -3,14 -0,47 Mitte -1,12 -2,63 -0,29 -1,19 -2,71 -0,63 -1,38 -2,26 -0,35 0,113 -1,13 -2,25 -0,41 -1,02 -2,07 -0,35 -1,00 -2,16 -0,19 apikal -0,44 -1,16 -0,13 -0,58 -1,00 0,29 0,334 -0,43 -1,06 -0,13 -0,38 -1,06 -0,03 Innerhalb der basalen, mittleren und apikalen Ebene (s. Tabelle 9) zeigten sich kein signifikanten Unterschiede zwischen den einzelnen Segmenten. Beim Vergleich zwischen der basalen (-1,96 ± 0,81 cm7s), mittleren (-1,19 ± 0,50 cm/s) und apikalen (0,49 ± 0,27 cm/s) Ebene konnte der hochsignifikante (p<0,001) Gradient nachgewiesen werden. 45 Tabelle 10: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) für die segmentale spätdiastolische Geschwindigkeit (A‘, cm/s) für den linken Ventrikel, die P-Werte sind signifikant für den Vergleich basal-mittig, und hochsignifikant für den Vergleich basal-apikal und mittig-apikal A‘ basal A‘ Mitte A‘ apikal M-Wert -1,96 -1,19 -0,49 SD 0,81 0,50 0,27 Median -1,96 -1,16 -0,52 Min -3,24 -2,11 -0,92 Max -0,70 -0,35 0,12 P-Wert <0,001 Zusammenfassender Vergleich der horizontalen Wandabschnitte Beim Vergleich der Geschwindigkeiten der basalen, mittleren und apikalen Wandabschnitte konnten wir sowohl in der systolischen (S‘) als auch in der frühdiastolischen (E‘) und spätdiastolischen (A‘) Phase einen signifikanten von basal nach apikal gerichteten Gradienten nachweisen. Tabelle 11: Übersicht über die Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) für die basale, mittlere und apikale Wandgeschwindigkeit in der systolischen (S‘ Geschwindigkeit, cm/s) und diastolischen (E‘ und A‘ Geschwindigkeit, cm/s) Phase für den linken Ventrikel, die P-Werte sind hochsignifikant für den Vergleich basal-mittig, basal-apikal und mittig-apikal zu allen Zeitpunkten des Herzzyklus MW SD basal Mitte apikal 5,35 3,25 1,41 1,00 0,71 0,64 basal Mitte apikal -5,20 -3,11 -1,36 1,19 0,97 0,76 basal Mitte apikal -1,92 -1,21 -0,48 0,69 0,53 0,27 Median Min Max S‘ Geschwindigkeit 5,24 3,10 8,99 3,20 1,54 4,93 1,33 0,02 4,01 E‘ Geschwindigkeit -5,14 -8,88 -0,56 -2,98 -5,73 -0,2 -1,32 -3,87 1,11 A‘ Geschwindigkeit -1,87 -4,13 -0,47 -1,14 -2,71 -0,19 -0,46 -1,16 0,29 P-Wert <0,001 <0,001 <0,001 Erweiterte Messung des Geschwindigkeitsgradienten Die Messung der regionalen Geschwindigkeiten an nur wenigen ROIs (ein ROI in jeder horizontalen Ebene) verrät nur wenig über den wirklichen Verlauf der longitudinalen Wandgeschwindigkeiten (s.o.). Aus diesem Grund wurde das Septum im 4-Kammer-Blick bei 10 Probanden erneut vermessen und dabei die Anzahl der Messpunkte von 1 Messpunkt/Segment auf 3 Messpunkte/Segment (jeweils im basalen, mittleren und apikalen Drittel eines Segmentes) erhöht, wobei darauf geachtet wurde, einen 46 konstanten Messabstand zwischen den einzelnen Messpunkten einzuhalten (s. Tabelle 12). Trotz z.T. recht unterschiedlicher interindividueller systolischer Geschwindigkeiten (S‘), zeigte sich intraindividuell bei allen Probanden ein nahezu linearer Gradient vom basalen Abschnitt des basalen Segmentes (1) zum apikalen Abschnitt des apikalen Segmentes (9) (s. Abbildung 28). Tabelle 12: Erweiterte Messung der systolischen Geschwindigkeit (S‘, cm/s) des Septums in je drei Messpunkten (ROIs) für das basale, mittlere und apikale Septum bei 10 Probanden 1 2 3 1. Drittel 2. Drittel 3. Drittel 7,98 5,10 5,08 7,50 4,61 4,61 6,74 4,20 4,2 1. Drittel 2. Drittel 3. Drittel 5,45 3,49 3,70 4,77 3,16 3,45 4,06 2,85 3,21 1. Drittel 2. Drittel 3. Drittel 3,48 2,39 2,75 3,01 2,01 2,09 2,65 1,63 1,63 Probanden Nr. 4 5 6 7 basal 6,06 5,48 5,73 5,31 5,83 4,89 5,43 4,62 5,49 4,30 5,09 4,25 Mitte 5,07 3,93 4,34 3,86 4,80 3,40 3,70 3,42 4,21 2,94 3,29 3,00 apikal 3,70 2,36 2,75 2,54 3,04 1,77 2,46 2,10 1,52 1,17 2,26 1,54 8 9 10 4,99 5,59 6,51 4,56 5,24 5,94 4,13 4,96 5,45 3,74 4,36 4,81 3,39 3,89 4,47 3,05 3,42 3,62 2,58 2,94 2,94 1,92 2,46 2,46 1,25 2,09 2,09 septaler Geschwindigkeitsgradient von S' 9 S' Geschwindigkeit (cm/s) 8 7 6 5 4 Probanden 3 Mittelwert 2 1 0 1 2 Basal 3 4 5 Mid 6 7 8 9 Apikal Abbildung 28: Geschwindigkeitsgradient vom basalen Abschnitt des basalen Segmentes (1) zum apikalen Abschnitt des apikalen Segmentes (9) 47 Der hier im Detail dargestellte Gradient zeigt zumindest für das Septum eine gleichmäßig, bzw. linear abnehmende Geschwindigkeit über die gesamte untersuchte Herzwand, da sich sonst - bei unterschiedlichen Intervallen zwischen gleich weit voneinander entfernten ROIs - kein linearer, sondern ein unregelmäßiger oder kurviger Verlauf hätte zeigen müssen. Die VVI-Software kann, durch Umwandlung parametrischer Daten in eine dreidimensionale Darstellung, den Gradienten auch optisch darstellen (s. Abbildung 29). Die farbliche Codierung entspricht dabei der des Gewebedopplers, eine rote Farbe bedeutet, dass die Bewegung auf den Schallkopf hin gerichtet ist, eine blaue Farbe bedeutet, dass die Bewegung von ihm wegführt. Die Amplitude auf der Y-Achse repräsentiert die maximal gemessenen Geschwindigkeiten. Der glatte Kurvenverlauf an a, b und c weist dabei schon optisch auf einen linearen Gradienten entlang des Myokards hin. Leider kann weder mittels TDI noch mittels SRI oder cMRI die regionale Wandgeschwindigkeit eindeutig bestimmt werden, da sie (aufgrund der oben beschriebenen Addition der lokalen Wandgeschwindigkeiten zum Mitralklappenring hin) von den zwischen dem Messareal und der Herzspitze liegenden Wandabschnitten mitbewegt wird. Abbildung 29: Dreidimensionale Darstellung der Geschwindigkeiten im Vierkammerblick während des Herzzyklus (xAchse), die einen linearen Gradienten der S-Welle (a), der E-Welle (b) und der A-Welle (c) über die gesamte Herzwand ( z-Achse, gemessene Segmente) zeigt. Die Amplitude der y-Achse entspricht der myokardialen Geschwindigkeit (cm/s) 48 Analyse des Strain des linken Ventrikels Die Analyse des Strain erfolgte auf segmentaler Ebene durch Messung der Verformung der regionalen Wandabschnitte und als globaler longitudinaler Strain (GLS). Entsprechend der in der Einleitung vorgestellten Formel ist der ventrikuläre Strain in der Systole negativ. Zwischen den basalen sechs Segmenten zeigten (im Mittel -17,97 ± 4,26 %) sich keine signifikanten Unterschiede (p=0,163). Diese Beobachtung bestätigte sich bei den sechs mittleren (-17,73 ± 3,75, p=0,463 %) und den vier apikalen (17,00 ± 3,7 %, p=0,459) Segmenten (s. Tabelle 13). Tabelle 13: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) für den segmentalen systolischen Strain (%) des linken Ventrikels, der Vergleich der jeweils sechs basalen, mittleren und apikalen Segmente untereinander zeigte keine signifikanten Unterschiede M-Wert SD 1 2 3 4 5 6 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral -16,24 -17,47 -18,80 -17,42 -18,81 -18,11 3,31 4,92 4,02 2,73 4,86 4,81 7 8 9 10 11 12 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral -17,82 -17,27 -18,45 -17,42 -16,60 -17,86 2,95 3,43 4,41 2,77 4,21 3,74 13 14 15 16 anterior septal inferior lateral -16,72 -16,90 -16,25 -17,64 2,78 4,31 2,43 4,17 Median basal -16,09 -17,13 -18,41 -17,16 -18,84 -18,97 Mitte -19,10 -16,49 -17,72 -17,27 -16,44 -17,15 apikal -16,66 -16,77 -16,66 -17,22 Max Min p-Wert -23,07 -29,75 -26,84 -22,71 -28,39 -27,55 -10,34 -8,97 -11,94 -12,72 -11,03 -8,60 0,162 -22,19 -22,86 -28,87 -24,54 -25,58 -26,80 -12,25 -10,09 -10,77 -13,19 -5,15 -11,20 0,463 -21,88 -11,53 -29,39 -8,478 -20,27 -12,08 -31,08 -9,46 0,459 49 Abbildung 30: Patientenbeispiel: VVI-Analyse bei einem Normalprobanden. Der ventrikuläre Strain nimmt während der Systole negative Werte an, was einer Verkürzung der Herzwand entspricht Der direkte Vergleich der basalen und mittleren Segmente (p= 0,272), der basalen und apikalen Segmente (p= 0,074) und der mittleren und apikalen Segmente (p= 0,075) zeigte keinen signifikanten Unterschied und insbesondere keinen Gradienten, wie er für die Geschwindigkeiten des Ventrikels nachgewiesen werden konnte. Tabelle 14: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der horizontalen Wandabschnitte für die den systolischen Strain (%), zeigen keinen signifikanten Unterschied zwischen der mittleren, basalen und der apikalen Ebene basal Mitte apikal M-Wert -17,97 -17,73 -17,00 SD 4,26 3,75 3,78 Median -17,83 -17,28 -16,76 Max -29,75 -28,87 -31,08 Min -8,59 -5,15 -8,48 p-Werte s. Text Abbildung 31 zeigt die Normalverteilungskurven für den myokardialen Strain für die basale, mittlere und apikale Ebene. Von zwei Abweichungen basal und apikal abgesehen konnten wir für alle drei Eben die erwartete Normalverteilung für unser Kollektiv nachweisen. 50 a) b) c) Abbildung 31: Normverteilungskurven des ventrikulären Strain auf den drei horizontalen Ebenen basal (a), Mitte (b) und apikal (c). Basal zeigt sich als Ausreißer ein sehr niedriger Wert. 51 Global Longitudinal Strain (GLS) Der GLS als Parameter als Parameter der globalen Herzfunktion wurde in allen drei longitudinalen Achsenaufnahmen (2-, 3- und 4-Kammerblick) erhoben, wobei der segmentale Strain der basalen, mittleren und apikalen Segmente gemessen und die Mittelwerte für jede Ebene berechnet wurden. Es ergab sich ein mittlerer GLS von -17,72 ± 2,21 % für das Gesamtkollektiv, sowie ein mittlerer GLS von -18,0 ± 2,1 % für die Frauen und -17,7 ± 2,3 % für die Männer. Diese Unterschiede waren dabei nicht signifikant. Tabelle 15: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der horizontalen Wandabschnitte für die den globalen longitudinalen Strain (GLS %) Gesamt Frauen Männer M-Wert -17,72 -18,00 -17,47 SD 2,21 2,10 2,33 Median -17,68 -18,08 -17,21 Max -22,35 -20,94 -22,35 Min -13,37 -13,37 -13,80 P-Wert >0,05 Die Abhängigkeit des GLS vom Alter 10 20 30 40 50 60 70 -10,0 -12,0 GLS -14,0 -16,0 -18,0 -20,0 -22,0 -24,0 Alter Abbildung 32: Es zeigte sich keine signifikante Korrelation (r=0,034) zwischen dem GLS und dem Alter der untersuchten Probanden 52 Analyse der Strain rate des linken Ventrikels Die Analyse der ventrikulären Strain rate (SR) für die linksventrikulären Segmente und die horizontalen und longitudinalen Wandabschnitte (s. Abbildung 33) zeigte relativ konstante SR-Werte für alle 16 Segmente (s. Tabelle 16). Tabelle 16: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der segmentalen systolische Strain rate (s-1)des Ventrikel (LV), der Vergleich der sehs basalen, mittleren und apikalen Segmente untereinander zeigte keine signifikanten Unterschied M-Wert SD 1 2 3 4 5 6 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral -0,92 -1,04 -0,94 -0,99 -1,07 -1,04 0,26 0,31 0,38 0,29 0,52 0,32 7 8 9 10 11 12 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral -0,93 -1,02 -1,02 -0,99 -0,90 -0,97 0,33 0,42 0,29 0,27 0,22 0,26 13 14 15 16 anterior septal inferior lateral -0,96 -0,99 -0,95 -0,98 0,33 0,29 0,28 0,28 Median Min basal -0,88 -1,49 -0,97 -1,68 -0,93 -1,92 -0,93 -1,77 -0,94 -2,50 -1,00 -2,12 Mitte -0,92 -1,84 -0,95 -2,59 -0,96 -1,92 -0,98 -1,74 -0,84 -1,44 -0,89 -1,77 apikal -0,88 -1,98 -0,97 -1,65 -0,89 -1,64 -0,93 -1,61 Max p-Wert -0,53 -0,64 -0,95 -0,56 -0,52 -0,46 0,36 -0,49 -0,57 -0,49 -0,62 -0,55 -0,54 0,616 -0,56 -0,43 -0,46 -0,32 0,964 Auch der direkte Vergleich der SR der drei horizontalen Ebenen (s. Tabelle 17) zeigte keine signifikanten Unterschiede. Tabelle 17: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der systolische Strain rate (s-1) im Vergleich der horizontalen Wandabschnitte des Ventrikel, der Vergleich der basalen, mittleren und apikalen Ebenen zeigte weder für den Vergleich Basal/Mitte, Mitte/Apikal noch Basal/Apikal einen signifikanten Unterschied basal Mitte apikal M-Wert -1,01 -0,98 -0,98 SD 0,32 0,29 0,29 Median -0,94 -0,91 -0,92 Min -2,50 -2,60 -1,98 Max -0,45 -0,49 -0,32 p-Wert >0,05 53 Longitudinale Strain rate des LV Strain rate anterior ant sept inf sept inferior inf lat ant lat 0,0 -0,1 -0,2 -0,3 -0,4 -0,5 -0,6 -0,7 -0,8 -0,9 -1,0 -1,1 Basal Mitte Apikal Abbildung 33: Mittelwerte der maximalen basalen, mittleren und apikalen systolischen Strain rate für die sechs longitudinalen Herzwandabschnitte. Aufgrund des Aufbaus der Messsoftware werden automatisch die Werte von 18 ROIs erhoben (sechs für jeden Wandabschnitt) auch wenn der anterioren und posterioren Wand (dargestellt im 3Kammerblick) im 17-Segmentmodell kein apikales Segment zugordnet sind (die Erfassung der apikalen Segmente erfolgt im 2- und 4-Kammerblick). Abbildung 34: Dreidimensionale Darstellung der SR über den Herzzyklus mit der Syngo VVI-Software (x-Achse entspricht der Zeit, die y-Achse der Amplitude und die z-Achse den Verlauf über die Herzwand) Auch die dreidimensionale Darstellung der ermittelten Strain Daten (Abbildung 34), zeigt einen relativ konstanten Verlauf über die gesamte Herzwand. Diese Gleichförmigkeit ist über den ganzen Herzzyklus zu beobachten. 54 Abbildung 35: Darstellung der segmentale SR des linken Ventrikels über den Herzzyklus mit der Syngo VVI-Software bei einem Normalpatienten Abbildung 36 zeigt anhand der Histogramme, dass die Strain rate sowohl für die basale, als auch die mittlere und apikale Ebene prinzipiell normverteilt ist. Für die basale und mittlere Ebene zeigten sich zwei, bzw. ein Ausreißer, die deutlich außerhalb des 97,5 % Intervalls lagen. Trotz wiederholter Messungen blieben diese Werte (über alle drei untersuchten Herzzyklen) konstant. Ob es sich dabei um eine Normvariante oder ein Problem der Verfolgung mit dem Messalgorithmus handelt, ist unklar. 55 Abbildung 36: Normverteilungskurven der ventrikulären Strain rate für die drei horizontalen Ebenen basal (a), Mitte (b) und apikal (c). Für die basalen und mittlere Ebene zeigt sich als Ausreißer eine sehr hohe Strain rate bei einem Probanden, die in wiederholten Messungen nachvollziehbar waren 56 Segmentale Ejektionsfration (SEF) des linken Ventrikels Die Analyse der segmentalen Ejektionsfraktion (SEF) zeigte eine signifikant erhöhte EF in den mittleren Segmenten (50,3 ± 9,4 %) beim Vergleich mit den basalen (43,7 ± 8,3 %) und apikalen Segmenten (44,43 ± 11,3 %). Beim Vergleich der Segmente auf der basalen Ebene zeigte sich kein signifikante Unterschied (p = 0,765). Im Gegensatz hierzu zeigten sowohl der Vergleich der mittleren (p = 0,001, Höchstwerte in den inferioren Segmenten) als auch der apikalen (p < 0,001, Höchstwerte inferior und septal) Ebene signifikante Unterschiede bei der segmentalen Auswurffraktion. Tabelle 18: Analyse der segmentalen Ejektionsfraktion (%) des linken Ventrikel (Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max)), der Vergleich der basalen Segmente zeigte keine signifikanten Unterschiede, der Vergleich der mittleren und apikalen Segmente zeigte sich jedoch hochsignifikant M-Wert SD 1 2 3 4 5 6 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral 45,61 41,89 43,61 44,84 43,00 43,82 7,92 8,15 7,26 8,99 8,59 8,27 7 8 9 10 11 12 anterior anteroseptal inferoseptal inferior inferolateral anterolateral 45,37 46,29 51,79 51,47 52,45 48,37 8,39 10,01 8,65 10,60 9,67 8,43 13 anterior 37,78 9,55 14 septal 49,05 10,52 15 inferior 44,63 12,69 16 lateral 44,08 9,61 Der Vergleich der basalen, mittleren und Median Min basal 45 33 41 28 42 33 42 32 42 29 44 27 Mitte 41 35 46 22 50 37 51 36 53,5 35 47 31 apikal 38 23 45 34 42 25 43 25 apikalen Ebene (S. Max p-Wert 67 61 72 64 65 64 0,765 59 63 68 76 71 79 0,001 53 71 <0,001 79 70 Tabelle 19) zeigte einen hochsignifikanten Unterschied zwischen den basalen und mittleren Segmenten und den mittleren und apikalen Segmenten (jeweils p < 0,001), die apikalen und basalen Segmente zeigten keinen signifikanten Unterschied (p= 0,521). Tabelle 19: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der segmentalen EF im Vergleich der horizontalen Wandabschnitte des Ventrikel, der Vergleich der horizontaneln Ebenen zeigte keinen Unterschied zwischen der basalen und apikalen Ebene, die mittlere Ebene unterschied sich jedoch signifikant von der basalen als auch der mittleren 57 M-Wert 43,73 50,33 44,43 basal Mitte apikal SD Median 8,29 43 9,36 49 11,30 43 Min 27 22 15 Max 72 79 79 p-Wert s. Text Synchronizität des linken Ventrikels Wir untersuchten bei einer Untergruppe von 10 Probanden die Beziehung zwischen dem intraventrikulären Delay und der QRS-Breite im 12-Kanal-EKG. Wie in vorherigen Studien (Bleeker et al., 2004, Bleeker et al. 2005., Achili et al. 2008) wurde das Delay zwischen den basalen und mittleren Abschnitten bestimmt, da die apikalen Abschnitte z.T. aus dem Schallfenster herausragen bzw. bei Untersuchungen mit TDI aufgrund der hohen Winkelabweichung nicht adäquat messbar sind. Im Anschluss wurde die Korrelation nach Pearson bestimmt (s. Tabelle 20). Wir konnten, wie bei einem herzgesunden Kollektiv nicht anders zu erwarten, kein relevantes Delay zwischen den basalen bzw. zwischen den mittleren Segmenten nachweisen. Eine Korrelation zwischen Delay und der QRS-Breite zeigte sich nicht, die Korrelationskoeffizienten waren 0,18 (Basal) bzw. 0,25 (Mitte). Tabelle 20: Intraventrikuläres Delay (Unterschiede in msek bis zum Erreichen der maximalen Geschwindigkeit (∆ TTP = time to peak) für die basalen und mittleren Segmente im Vierkammerblick, sowie die Korrelation des basalen, bzw. mittleren Delays mit der QRS-Breite TTP ∆ Delay Segmente HF QRS-Breite 0 79 82 31 58 82 0 82 102 0 35 48 108 157 0 0 78 84 182 0 0 72 98 171 171 38 0 92 96 164 164 164 0 0 89 98 197 197 197 197 0 0 62 106 175 175 169 175 0 6 52 82 0.18 0,25 3 6 9 12 Basal septal Basal lateral Mitte septal Mitte lateral 1 165 165 165 165 0 2 178 178 178 147 0 3 166 128 128 128 38 4 174 174 174 201 5 157 157 157 6 182 182 182 7 171 209 8 164 9 10 Korrelation nach Pearson mit QRS-Breite: Basal (3 vs 6) Mitte (9 vs 12) 58 4.2 Vorhofanalyse Die Vorhöfe wurden, wie bereits in der Einleitung beschrieben, entsprechend der Arbeit von Boyd (Boyd et al., 2008) in 13 Segmente eingeteilt, wobei die Segmente 6-8 des rechten Vorhofs nicht untersucht wurden. Die anularen Segmente liegen dabei, wie die basalen Segmente des Ventrikels, der Klappenebene an und beide Ausdrücke sollen für den Vorhof im Weiteren synonym verwendet werden. Die apikalen Segmente 3 und 11 präsentieren beide das Vorhofdach (engl. roof, bzw. superiores Segment), es wurden hier die Werte aus beiden Messungen (2- und 4-Kammerblick) angegeben und der Vollständigkeit halber miteinander verglichen. Aufgrund der unterschiedlichen Benennung bei Boyd (Boyd et al. 2008) und der automatischen Benennung der Segmente durch die VVI-Software sollten apikal und superior, bzw. basal und anular im Folgenden synonym verwendet werden. Somit wurden insgesamt 9 Segmente analysiert (vgl. Abbildung 37). Abbildung 37: Die VVI-Software verfolgt die Bewegung der Vorhofwand in den basalen (anularen) und mittleren Segmenten und im atrialen Dach entlang einer Linie entlang des Endokards (links) und stellt die Geschwindigkeiten in Form einer Kurve (rechts oben) und farblich kodiert (rechts unten), analog zum Dopplersignal werden Bewegungen auf den Schalkopf rot, vom Schallkopf weg blau dargestellt) dar. 59 Geschwindigkeiten des linken Vorhofes S‘-Geschwindigkeit des linken Vorhofes Bei der Auswertung waren die Bild- und Analysequalität der mittleren Segmente (Segment 2, 4, 10, 12) aufgrund anatomischer Gegebenheiten (Septum und Einmündung der Pulmonalvenen) besonders häufig eingeschränkt. Vermutlich erklärt dies, dass lediglich hier ein signifikanter Unterschied zwischen den einzelnen Segmenten nachvollzogen werden konnte. Tabelle 21: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der segmentalen S‘-Geschwindigkeit (cm/s) des Vorhofes, die Varianzanalyse ergab einen signifikanten Unterschied lediglich beim Vergleich der mittleren Segmente M-Wert SD 13 1 9 5 anterior. anular septal anular inferior Anular lateral anular 5,21 5,44 5,65 4,99 1,33 1,13 1,16 1,20 12 2 10 4 anterior mid septal mid inferior mid lateral mid 2,88 3,07 2,48 1,81 1,10 1,14 1,04 0,70 -0,27 -0,12 0,44 0,62 3 superior 11 superior Median Min basal 5,39 2,17 5,51 3,41 5,89 3,59 5,06 2,81 Mitte 2,77 1,08 2,97 0,89 2,23 0,77 1,65 0,49 apikal -0,24 -1,29 -0,13 -1,22 Max p-Wert 7,64 7,38 7,68 7,57 0,158 5,53 6,03 4,37 3,72 <0,001 0,47 1,94 0,245 Abbildung 38: Analyse der systolischen Geschwindigkeit des linken Vorhofes: Mittelwerte der maximalen basalen, mittleren und apikalen systolischen Wandgeschwindigkeit (cm/s) für die vier longitudinalen Herzwandabschnitte des Vorhofes 60 Der Vergleich der Segmente auf den einzelnen Ebenen (basal, Mitte und apikal) zeigte nur auf der mittleren Ebene signifikante Unterschiede zwischen den einzelnen Segmenten. Allerdings war hier die Schallqualität (wie oben erwähnt) am häufigsten eingeschränkt. Der für die ventrikulären Geschwindigkeiten beschrieben Gradient von basal nach apikal, war auch für die atriale S‘-Geschwindigkeit und von der Klappenebene (basal/anular, 5,31 ± 1,20 cm/s) über die mittleren (2,53 ± 1,11 cm/s) zum atrialen Dach (atrial, -0,21 ± 0,51 cm/s) hin nachvollziehbar. Anders als bei der Analyse des Ventrikels zeigt sich bei der Analyse des atrialen Dachs (entsprechend dem atrialen Apex) eine antizyklische Bewegung, d.h. während der Systole bewegte sich das apikale Dach von der Klappenebene (und vom Schallkopf) weg (s. Tabelle 22, Abbildung 37 und 38). Eine mögliche Erklärung wird in Kapitel 5 (myokardiale Geschwindigkeiten) diskutiert. Tabelle 22: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der S‘ Geschwindigkeit (cm/s) des Vorhofes im Vergleich der drei horizontalen Ebenen basal Mitte apikal MW 5,31 2,53 -0,21 SD 1,20 1,11 0,51 Median Min 5,47 2,17 2,37 0,49 -0,19 -1,29 Max 7,68 6,03 1,94 p-Wert <0,001 E‘-Geschwindigkeit des Vorhofes Die regionalen Spitzenwerte in der frühen diastolischen Phase (E‘- Geschwindigkeiten) fanden sich basal im inferioren Segment (-5,9 ± 1,6 cm/s) und mittig im septalen Segment (-3,09 ± 1,27 cm/s). Für den basalen (-5,5 ± 2,5 cm/s) und mittleren (-1,54 ± 1,13) Wandabschnitt sind die niedrigsten Messwerte wie während der systolischen Phase im lateralen Segment zu finden. 61 Tabelle 23: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der segmentalen E‘-Geschwindigkeit (cm/s) des Vorhofes, lediglich der Vergleich der mittleren Segmente untereinander zeigt einen signifikanten Unterschied (P<0,001) M-Wert SD 13 1 9 5 anterior. anular septal anular inferior Anular lateral anular -5,68 -5,50 -5,93 -5,42 1,60 2,51 1,63 1,69 12 2 10 4 anterior mid septal mid inferior mid lateral mid -2,59 -3,09 -2,25 -1,54 1,71 1,27 0,92 1,13 0,32 0,22 0,59 0,61 3 superior 11 superior Median Min basal -5,31 -8,94 -5,53 -9,65 -5,88 -9,20 -5,11 -9,74 Mitte -2,64 -5,08 -2,95 -5,89 -2,25 -4,59 -1,44 -4,29 apikal 0,18 -0,41 0,12 -1,18 Max p-Wert -3,23 6,58 -3,27 -1,72 0,741 3,86 -1,02 -0,68 2,51 <0,001 2,08 1,99 0,484 Beim Vergleich der der basal/anularen, mittleren und apikalen Ebene zeigte sich erneut der vorbeschriebene, hochsignifikante Gradient (p<0,001, s. Tabelle 24). Tabelle 24: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der E‘Geschwindigkeit (cm/s) des Vorhofes im Vergleich der drei horizontalen Ebenen, der Vergleich der drei Ebenen untereinander zeigt jeweils einen hochsignifikanten Gradienten. basal Mitte apikal MW -5,59 -2,36 0,26 SD 1,97 1,40 0,60 Median Min -5,43 -9,74 -2,27 -5,89 0,14 -1,18 Max 6,59 3,86 2,08 p-Wert <0,001 A‘-Geschwindigkeit des Vorhofes In der späten diastolischen Phase (A‘) waren die basalen (anularen) Spitzenwerte im inferioren Segment (-2,06 ± 0,88 cm/s) und auf der mittleren Ebene im inferioren Segment (-1,16 ± 1,00 cm/s) (s. Tabelle 25). 62 Tabelle 25: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der segmentalen A‘-Geschwindigkeit (cm/s) des Vorhofes M-Wert SD 13 1 9 5 anterior. anular septal anular inferior Anular lateral anular -1,84 -2,00 -2,06 -1,91 1,12 0,89 0,88 1,34 12 2 10 4 anterior mid septal mid inferior mid lateral mid -1,16 -0,81 -1,15 -0,65 1,00 0,67 0,56 0,59 0,38 0,07 0,57 0,21 3 superior 11 superior Median Min basal -1,95 -4,07 -1,94 -4,17 -2,15 -4,05 -1,62 -7,36 Mitte -1,28 -3,27 -0,78 -2,31 -1,20 -2,19 -0,61 -2,03 apikal 0,34 -1,07 0,06 -0,42 Max p-Wert 1,49 -0,48 -0,32 0,56 0,872 0,70 0,34 -0,21 0,72 <0,05 1,42 0,43 <0,05 Der Vergleich der basalen, mittleren und apikalen Ebenen (s. Tabelle 26) bestätigt auch für die A‘-Geschwindigkeit des Vorhofes den vorbeschriebenen Geschwindigkeitsgradienten mit der gegenläufigen Bewegung des Vorhofdaches. Diese Unterschiede zwischen den Ebenen des Vorhofes waren hochsignifikant (p<0,001). Tabelle 26: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der A‘Geschwindigkeit (cm/s) des Vorhofes im Vergleich der drei horizontalen Ebenen basal Mitte apikal MW -1,96 -0,93 0,19 SD 1,08 0,71 0,41 Median Min -1,94 -7,36 -0,82 -3,27 0,10 -1,07 Max 1,49 0,72 1,43 p-Wert <0,001 Zusammenfassender Vergleich der horizontalen Wandabschnitte Der Vergleich des atrialen und des ventrikulären Geschwindigkeitsprofils zeigt für das atriale Dach eine der übrigen Myokardbewegung entgegengesetzte Bewegungsrichtung. Dies ist möglicherweise Ausdruck der passiven Bewegung durch das nachströmende, bzw. ausströmende Blut, das durch den entstehenden Unterdruck bei einer apikal gerichteten Bewegung der Klappenebene und der daraus resultierenden Volumenzunahme des Atrium aus den Hohlvenen angesogen wird (Sutherland GR, 2006). 63 Mittelwerte über den Herzzyklus 8 Geschwindigkeit (cm/s) 6 4 2 0 S -2 E A -4 -6 -8 Abbildung 39: Analyse der linksatrialen Geschwindigkeiten: Mittelwerte der anularen (dunkelblau), mittleren (blau) und superioren/apikalen (hellblau) Ebenen der Geschwindigkeiten des linken Atrium mit einem positiven Ausschlag während der Systole (S‘) und negativen Ausschlägen während der Diastole (E‘ Welle und A‘ Welle) für die anularen und mittleren Segmenten und einer entgegengesetzten Bewegungsrichtung apikal. Von der Besonderheit des apikalen Daches abgesehen entspricht das Geschwindigkeitsprofil demjenigen des Ventrikels mit einem positiven Ausschlag während der Systole (S-Welle) und zwei negativen Ausschlägen während der frühen (E-Welle) und der späten (A-Welle) Diastole für die mittleren und die basalen atrialen Segmente. Der für den Ventrikel beschriebene Geschwindigkeitsgradient ist auch für den Vorhof und über den gesamten Herzzyklus nachweisbar (p < 0,001, s. Abbildung 39, Tabelle 27). Tabelle 27: Vergleich der mittleren horizontalen Geschwindigkeit für die Systole (S‘ Geschwindigkeit, cm/s) und die frühe (E‘ Geschwindigkeit, cm/s) und späte (A‘ Geschwindigkeit, cm/s) diastolische Phase MW S‘ basal Mitte apikal 5,31 2,53 -0,21 E‘ basal Mitte apikal -5,59 -2,36 0,26 A‘ basal Mitte apikal -1,96 -0,93 0,19 SD Median Min S‘-Geschwindigkeit 1,20 5,47 2,17 1,11 2,37 0,49 0,51 -0,19 -1,29 E‘-Geschwindigkeit 1,97 -5,43 -9,74 1,40 -2,27 -5,89 0,60 0,14 -1,18 A‘-Geschwindigkeit 1,08 -1,94 -7,36 0,71 -0,82 -3,27 0,41 0,10 -1,07 Max 7,68 6,03 1,94 6,59 3,86 2,08 1,49 0,72 1,43 64 Strain des linken Vorhofes Die Auswertung des segmentalen atrialen Strain zeigte die höchste Verformung im inferioren (46,32 ± 23,15 %), den niedrigsten Wert im lateralen (33,92 ± 11,87 %) Segment. Die Unterschiede zwischen den Segmenten waren lediglich bei den mittleren Segmenten und superior signifikant (p<0,05), die Streubreite war allerdings sehr hoch. Ebenso zeigte sich ein signifikanter Unterschied zwischen den beiden Darstellungen des atrialen Daches im 2- und 4-Kammerblick. Tabelle 28: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) des segmentalen Strain (%) des Vorhofes M-Wert SD 13 1 9 5 anterior. anular septal anular inferior anular lateral anular 50,71 43,05 42,53 41,02 21,62 17,33 17,68 17,31 12 2 10 4 anterior mid septal mid inferior mid lateral mid 44,52 36,52 46,32 33,91 19,52 13,29 23,15 11,87 44,29 31,91 18,09 10,08 3 superior 11 superior Median Min basal 45,52 19,45 42,13 8,32 38,47 19,37 38,86 15,21 Mitte 42,79 15,25 33,53 8,82 41,32 21,05 31,88 6,39 apikal 39,78 21,37 29,52 11,72 Max p-Wert 97,93 79,92 80,49 71,49 0,297 102,89 62,00 119,24 62,41 <0,05 82,75 54,58 <0,05 Der Vergleich zwischen den horizontalen Ebenen zeigte einen signifikanten Unterschied zwischen der basalen und apikalen bzw. den basalen und mittleren Ebene (p < 0,05, vgl. Tabelle 29). Tabelle 29: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) des horizontalen atrialen Strain (%) im Vergleich der horizontalen Wandabschnitte des Ventrikel, der Vergleich der horizontalen Ebenen zeigte einen signifikanten Unterschied zwischen der basalen und mittleren, bzw. apikalen Ebene, die mittlere Ebene unterschied sich nicht signifikant von der apikalen Ebene. basal Mitte apikal p-Wert (ANOVA) M-Wert SD Median Min Max 43,60 18,19 40,83 8,32 97,93 38,49 16,45 34,92 6,39 119,24 35,90 14,29 34,02 11,72 82,74 basal/Mitte und basal/apikal je <0,05; Mitte/apikal 0,344 65 Aufgrund der anatomisch weitestgehend festgelegten Herzsilhouette erfolgen Veränderungen der Volumina von Ventrikel und Atrium größtenteils durch die Bewegung der Klappenebene (s. Anatomie und Physiologie der Herzbewegung). Vergrößerung und Verkleinerung des Volumens erfolgen dabei entgegengesetzt, d.h. während sich der Ventrikel während der systolischen Phase verkleinert, wird das Atrium größer. Dies führt dazu, dass der Strain des Vorhofes während der Systole positiv, während der Diastole negativ ist. Normalverteilung für den linksatrialen Strain Die erhobenen Strainwerte des linken Atriums zeigen anhand der Histogramme eine Normalverteilung (s. Abbildung 40). 66 a) b) c) Abbildung 40: Normverteilungskurven des atrialen Strain auf den drei horizontalen Ebenen basal (a), Mitte (b) und apikal (syn. Superior/atrial roof) (a) . Für alle drei Ebenen zeigten sich bei zwei Probanden sehr hohe Spitzenwerte, die über alle drei gemessenen Herzzyklen nachweisbar waren. 67 Global longitudinal atrial strain (GLaS) Der GLaS als Parameter der Gesamtfunktion des linken Vorhofes ist derzeit kein etablierter Standardparameter. Er wurde von uns im 2- und 4Kammerblick, analog zu GLS, erhoben. Dafür wurden die segmentalen Strainwerte der basalen, mittleren und apikalen atrialen Segmente gemessen und anschließend die Mittelwerte berechnet. Es ergab sich ein mittlerer GLaS von 38,98 ± 20,99 % für das Gesamtkollektiv sowie ein mittlerer GLaS von 39,13 ± 19,88 % für die die Frauen und 38,82 ± 18,92 % für die männlichen Probanden. Der Vergleich von Männern und Frauen zeigte keinen signifikanten Unterschied (p>0,05). Tabelle 30: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der horizontalen Wandabschnitte für den globalen longitudinalen atrialen Strain (GLaS %), der Vergleich zwischen Männern und Frauen zeigte keinen signifikanten Unterschied (P=0,487) M-Wert Gesamt 38,98 SD 20,99 Frauen Männer 19,88 18,92 39,13 38,82 Median Min 36,58 10,23 36,43 36,73 10,23 21,93 Max 67,70 p-Wert 67,70 60,67 0,487 Strain rate des linken Vorhofes Die Analyse der segmentalen Strain rate zeigte keine signifikanten Unterschiede bei Vergleich der einzelnen Segmente auf allen drei horizontalen Wandabschnitten (s. Tabelle 31). Tabelle 31: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der segmentalen Strain rate (s-1) des Vorhofes, die Vergleiche der Segmente auf den einzelnen Ebenen war jeweils nicht signifikant M-Wert S 13 1 9 5 anterior. anular septal anular inferior anular lateral anular 1,95 1,73 1,81 1,71 0,79 0,55 0,63 0,61 12 2 10 4 anterior mid septal mid inferior mid lateral mid 1,69 1,49 1,87 1,44 0,63 0,40 0,96 0,54 1,40 1,91 0,41 0,65 3 superior 11 superior Median Min basal 1,90 0,49 1,72 0,68 1,94 0,49 1,68 1,704 Mitte 1,69 0,63 1,55 0,54 1,92 0,59 1,40 0,61 apikal 1,39 0,64 1,83 0,85 Max p-Wert 3,46 2,86 2,84 2,89 0,597 3,25 2,25 4,55 2,57 0,06 2,56 3,35 0,297 68 Den Vergleich (Tabelle 32) zwischen der den Ebenen zeigte einen signifikanten Unterschied zwischen der basalen und den anderen beiden Ebenen. Tabelle 32: Vergleich der mittleren atrialen Strain rate (s-1) für die drei horizontalen Ebenen, lediglich der Vergleich basal vs.apikal zeigte einen signifikanten Unterschied M-Wert S Median Min Max basal 1,77 0,62 1,74 0,49 3,46 Mitte 1,56 0,61 1,55 0,55 4,55 apikal 1,55 0,54 1,43 0,65 3,35 p-Wert (ANOVA) basal/Mitte und basal/apikal je <0,05; Mitte/apikal 0,300 Abbildung 51 zeigt für die atriale Strain rate sowohl für die basale, als auch die mittlere und apikale Ebene eine Normverteilung. Apikal und in der Mitte zeigen sich auch hier (s. im Vergleich Abbildung 51) zwei sehr hohe Werte, deren Ursache nicht eindeutig zu erklären war, die sich aber repetitiv nachweisen ließen. 69 a) b) c) -1 Abbildung 51: Normverteilungskurven der atrialen Strain rate (s ) auf den drei horizontalen Ebenen basal, Mitte und apikal (syn. Superior/atrial roof) (Balkenbreite 0,4). Apikal und vor allem basal zeigt sich ein einzelner Ausreißer. Die hohen Spitzenwerte waren über alle drei beobachteten Herzzyklen nachweisbar und auch in direkt benachbarten ROIs zu finden. 70 Segmentale Ejektionsfraktion (SEF) des linken Vorhofes Der Vergleich der atrialen segmentalen Ejektionsfraktion des linken Vorhofes ergab signifikant niedrigere Werte (p-Wert <0,001) für das inferiore und laterale anulare Segment (46,86 ± 9,57 % und 48,31 ± 10,10 %) im Vergleich zum anterioren (67,35 ± 9,97 5) und septalen (64,89 ± 9,47 %) Segment sowie eine signifikant niedrigeres EF der (basalen) anularen Wand im Vergleich zu den Segmenten der horizontalen Wandabschnitte. Tabelle 33: Mittelwerte (MW), Standardabweichung (SD), Median, Minimal- (Min) und Maximalwerte (Max) der segmentalen EF (SEF %)des Vorhofes M-Wert S 13 1 9 5 anterior. anular septal anular inferior anular lateral anular 67,35 64,89 46,86 48,31 9,97 9,47 9,57 10,10 12 2 10 4 anterior mid septal mid inferior mid lateral mid 68,30 67,13 62,35 55,78 14,24 13,68 9,45 11,30 58,88 64,98 12,09 10,75 3 superior 11 superior Median Min basal 67,00 48,00 64,50 38,00 45,00 28,00 48,00 28,00 Mitte 70,50 32,00 65,00 44,00 64,50 33,00 54,00 36,00 apikal 57,25 37,00 62,00 45,50 Max P-Wert 86,00 87,00 <0,001 68,00 73,00 89,00 94,00 <0,001 77,00 83,00 83,00 85,00 0,059 Der Vergleich der horizontalen Ebenen zeigte einen signifikanten Unterschied zwischen der basalen und der mittleren Ebene (p=0,001), die Vergleiche zwischen der basalen und apikalen (p=0,06) und der mittleren und apikalen Ebene (p=0,383) zeigten keinen signifikanten Unterschied. Tabelle 34: Vergleich der mittleren segmentalen EF (%)des Vorhofes für die drei horizontalen Ebenen basal Mitte apikal M-Wert 57,14 62,85 61,05 S Median Min 13,24 58,00 28,00 13,32 63,00 32,00 11,90 61,00 37,00 Max 87,00 94,00 85,00 71 Abbildung 41: Beispiel: Darstellung der segmentalen EF des linken Atriums, dargestellt durch die VVI-Software: Der Algorithmus erfasst das individuelle Pixelmuster entlang der Endokardgrenze (rechts oben) und errechnet das Volumen (links oben), die Differenz zwischen den Segmenten (links Mitte) und das segmentale Volumen (links unten) dar und errechnet daraus die segmentale EF (rechts unten) 72 4.3 Zusammenfassende Darstellung der Normwerte für den linken Ventrikel und den linken Vorhof Vergleichende Studien wie die HUNT-Studie (Dalen et al. 2010) oder die aktuell publizierte vergleichende Metaanalyse von Yingchoncharoen (Yingchoncharoen et al. 2013) konnten signifikante, Methoden-abhängige Unterschiede in den Ergebnissen für verschiedene Messverfahren aufzeigen. Dies schränkt die Vergleichbarkeit zwischen den einzelnen Methoden ein und zeigt deutlich die Notwendigkeit, individuelle Normwerttabellen für jedes einzelne Analyseverfahren zu entwickeln. Die beiden nachfolgenden Tabellen geben einen Überblick über die in Kapitel 5.1 dargestellten Ergebnisse. Diese Ergebnisse können als Normwerttabellen für einen Vergleich in Wissenschaft, Klinik und Praxis herangezogen werden. Die entsprechenden Abbildungen erlauben aufgrund ihrer Übersichtlichkeit eine rasche Kontrolle erhobener Werte und somit die Identifizierung von Abweichungen noch während des Untersuchungsvorgangs. Personal- und zeitaufwendige Folgeuntersuchungen aufgrund von erst im Anschluss an die Untersuchung offline festgestellten Auffälligkeiten können so reduziert werden. Tabelle 35 (linker Ventrikel) und 36 (linker Vorhof) listen die Normwerte für die myokardialen Geschwindigkeiten S‘, E‘ und A‘, sowie für den Strain und die Strain rate auf. Die Abbildungen 35 und 36 zeigen die Normwerte sowie die hier ermittelten Normwerte für den linksventrikulären Strain und die linksventrikuläre Strain rate anhand eines übersichtlicheren Schaubildes unter Berücksichtigung des 17Segmentmodells der AHA und der in dieser Arbeit verwendeten Aufteilung des Vorhofes nach Boyd (Boyd et al. 2008). Zwar verwendet VVI prinzipiell ein 16Segmentmodell ohne Apex, aufgrund der Empfehlung der AHA war jedoch (s. Seite 33) die Platzierung der ROIs so erfolgt, dass der Apex ausgespart wurde, um eine Übertragbarkeit der beiden Modelle sicherzustellen. 73 Normwerte für den linken Ventrikel Tabelle 35: Normwerte und die Normbereiche (definiert durch den Normwert ± 2 SD) für alle Segmente des linken Ventrikels, erhoben mittels der Velocity Vector Imaging Software (VVI) an 53 herzgesunden Probanden S‘ cm/s 1 anterior 2 anteroseptal 3 inferoseptal 4 inferior 5 inferolateral 6 anterolateral 7 anterior 8 anteroseptal 9 inferoseptal 10 inferior 11 inferolateral 12 anterolateral 13 anterior 14 septal 15 inferior 16 lateral E‘ cm/s 5,60 -5,47 (3,41-7,79) (-8,04—2,89) A‘ Strain cm/s % basal -1,89 -16,24 (-3,13—0,65) (-22,87—9,62) SR s-1 sEF % -0,92 45,61 (-1,45.--0,40) (29,77-61,45) 5,04 -4,73 -1,92 -17,47 -1,04 41,89 (2,62-7,47) (-7,55—1,92) (-3,69—0,15) (-27,32—7,62) (-1,67—0,42) (25,59-58,20) 5,14 -5,09 -2,09 -18,80 -0,97 43,61 (3,57-6,70) (-7,23—2,96) (-3,49—0,69) (-26,84—10,76) (-1,51—0,44) (29,09-58,12) 5,60 -5,59 -1,89 -17,42 -1,00 44,84 (3,61-7,60) (-8,31—2,86) (-3,16—0,62) (-22,88—11,97) (-1,59—0,40) (26,86-62,82) 5,26 -4,95 -1,80 -18,81 -1,07 43,00 (2,57-7,95) (-7,23—2,66) (-3,23—0,36) (-28,53—9,09) (-2,11—0,04) (25,83-60,17) 5,42 -5,31 -1,84 -18,11 -1,04 43,82 (3,74-7,10) (-7,72—2,90) (-3,13—0,55) (-27,73—8,49) (-1,68--0,40) (27,27-60,36) 3,39 -3,37 (1,82-4,96) (-5,39—1,36) Mitte -1,21 -17,82 (-2,26—0,16) (-23,72—11,92) -0,93 45,37 (-1,59—0,28) (28,58-62,16) 3,26 -3,21 -1,31 -17,27 -1,02 (46,29 (1,69-4,83) (-5,17—1,26) (-2,55--0,06) (-24,12—10,41) (-1,86—0,17) (26,27-66,30) 3,49 -3,48 -1,32 -18,45 -1,02 51,79 (2,16-4,82) (-5,38—1,57) (-2,20—0,44) (-27,27—9,63) (-1,62—0,42) (34,49-69,10) 3,58 -3,40 -1,16 -17,42 -1,00 51,47 (1,75-5,42) (-5,49—1,31) (-1,97—0,35) (-22,96—11,89) (-1,54—0,46) (30,28-72,66) 3,33 -3,08 -1,06 -16,60 -0,90 52,45 (1,45-5,21) (-4,52—1,65) (-2,02—0,10) (-25,01—8,19) (-1,33—0,47) (33,10-71,79) 3,29 -3,28 -1,09 -17,86 -0,97 48,37 (1,87-4,71) (-5,33—1,23) (-2,07—0,10) (-25,33—10,39) (-1,49--0,44) (31,52-65,22) 1,37 -1,22 (0,43-2,31) (-2,71—0,26) apikal -0,49 -16,72 (-1,02—0,05) (-22,28—11,16) -0,96 37,78 (-1,63—0,29) (18,69-56,87) 1,61 -1,58 -0,54 -16,89 -0,99 49,05 (0,52-2,70) (-2,95—0,21) (-1,09—0,02) (25,51—8,27) (-1,57—0,42) (28,00-70,10) 1,56 -1,45 -0,47 -16,25 -0,95 44,63 (0,25-2,88) (-3,04—0,14) (-0,92—0,02) (-21,11—11,38) (-1,51—0,40) (19,24-70,02) 1,08 -1,16 -0,44 -17,64 -0,98 44,08 (0,12-2,05) (-2,69 (-1,02—0,15) (-25,97—9,31) (-1,53—0,43) (24,86-63,30) 74 Normwerte für das linke Atrium Tabelle 3&: Normwerte und die Normbereiche (definiert durch den Normwert ± 2 SD) für alle Segmente des linken Vorhofes, erhoben mittels der Velocity Vector Imaging Software (VVI) an 53 herzgesunden Probanden S‘ cm/s 1 septal anular 5,44 (3,18-7,70) 5 lateral anular 9 posterior anular 13 anterior anular 2 septal mid 4 lateral mid 10 posterior mid 12 anterior mid 3 superior A‘ Strain cm/s % anular (basal) -5,81 -2,00 43,05 (-9,14—2,43) (-3,79—0,21) (8,40-77,70) SR s-1 1,73 (0,63-2,84) 4,99 -5,43 -1,91 41,02 1,71 (2,59-7,39) (-8,81—2,04) (-4,60—0,78) (6,40-75,63) (0,48-2,93) 5,65 -5,94 -2,06 42,53 1,81 (3,33-7,96) (-9,19--2,68) (-3,82—0,30) (7,17-77,89) (0,55-3,07) 5,21 -5,68 -1,84 50,71 1,95 (2,56-7,87) (-8,89-2,47) (-4,07-0,39) (7,47-93,95) (0,35-3,55) 3,07 -3,10 Mitte -1,15 36,52 1,48 (0,79-5,34) (-5,64—0,55) (-2,26—0,04) (9,92-63,11) (0,68-2,29) 1,81 -1,54 -0,65 33,91 1,44 (0,41-3,21) (-3,80—0,71) (-1,83—0,54) (10,17-57,66) (0,36-2,52) 2,48 -2,24 -0,81 46,32 1,87 (0,40-4,55) (-4,07--0,40) (-2,51-0,53) (0,02-92,61) (-0,05-3,79) 2,88 -2,60 -1,16 44,52 1,69 (0,68-5,09) (-6,02-0,83) (-3,16-0,85) (5,49-83,56) (0,43-2,34) -0,27 (-1,14-0,61) 11 superior E‘ cm/s superior (apikal) 0,22 0,07 31,91 (-1,00—1,44) (-0,36—0,50) (11,75-52,06) 1,40 (0,59-2,21) -0,12 0,32 0,38 44,30 1,91 (-1,36-1,13) (-0,86-1,51) (-0,76-1,00) (8,12-80,47) (0,61-3,21) 75 Abbildung 42: Normwerte für den linksventrikulären und linksatrialen Strain (%) für ein gesundes Normkollektiv (n=53) mittels VVI 76 Abbildung 43: Normwerte für die linksventrikuläre und linksatriale Strain rate (s-1) für ein gesundes Normkollektiv (n=53) mittels VVI 77 4.4 Einflussfaktoren Unter der Annahme, dass unsere Ergebnisse normalverteilt sind, wurden für die ventrikuläre und atriale Geschwindigkeit, den ventrikulären und atrialen Strain und die ventrikuläre und atriale Strain rate die Korrelationskoeffizienten nach Pearson erhoben (s. Tabellen 35-37). Die Korrelation erfolgte dabei mit dem Alter, der Größe, dem Gewicht, dem BMI und der Herzfrequenz der Probanden. Lediglich für die spätdiastolischen E‘-Geschwindigkeit von Ventrikel und Atrium zeigte sich eine inverse Korrelation mit dem Probandenalter, sowie eine inverse Korrelation der E‘-Geschwindigkeit des basalen Ventrikels und dem BMI. Zudem zeigte sich eine Korrelation zwischen der ventrikulären Strain rate und dem BMI sowie eine inverse Korrelation zwischen atrialer Strain rate und dem Alter der Probanden. Abbildung 44: Beispielhafte Darstellung des Zusammenhanges zwischen Alter und ventrikulärem Strain (%). Der Korrelationskoeffizient nach Pearson war r=0,013, es zeigte sich kein signifikanter Zusammenhang zwischen Alter und ventrikulärem Strain 78 Abbildung 45: Beispielhafte Darstellung des Zusammenhanges zwischen Alter und atrialem Strain (%). Der Korrelationskoeffizient nach Pearson war r=-0,204, es zeigte sich kein signifikanter Zusammenhang zwischen Alter und atrialem Strain 79 5. Diskussion Ziel der vorliegenden Arbeit war die Erhebung von Normwerten für die myokardialen Geschwindigkeiten und der myokardialen Verformung (Strain, Strain rate) als neue kardiale Funktionsparameter für die Analyse des linken Vorhofes und des linken Ventrikels bei 53 herzgesunden Erwachsenen mittels eines neuen parametrischen Messverfahrens, dem sog. Velocity Vector Imaging (VVI) der Firma Siemens Medical Solutions. Der Anteil der untersuchbaren Segmente (engl. Feasibility) lag mit 72% im Bereich anderer vergleichbarer Studien, wie z.B. der HUNT-Studie (Dalen et al. 2009) Zu Beginn dieser Arbeit lagen für diese Fragestellung bzw. diese Software noch keine ausreichenden Daten vor. Die vorliegende Arbeit ist unserer Kenntnis nach die erste, bei der für eine größere Anzahl von Patienten unter klinischen Bedingungen eine umfassende Messung der Funktion des Ventrikels und des Vorhofes in Form der oben genannten Parameter mittels Velocity Vector Imaging erfolgt ist. 5.1 Myokardiale Geschwindigkeiten Linker Ventrikel Die Analyse der Geschwindigkeiten des linken Ventrikels zeigte einen signifikanten, von basal nach apikal abnehmenden, Gradienten. Dieser wurde von Galiuto und Kollegen (Galiuto et al., 1998) erstmalig beschrieben und entsteht durch Addition der lokalen Geschwindigkeiten (die apikalen und mittleren Segmente bewegen die basalen Segmente mit). Er war in dieser Arbeit über den gesamten Herzzyklus sowohl für den Ventrikel als auch für den Vorhof erkennbar (Fleming et al., 1994, Kowalski et al., 2001, Boyd et al., 2008). Die durchgeführte Subgruppenanalyse der S‘-Geschwindigkeit am Septum von 10 Probanden zeigte, dass der Gradient nahezu linear (s. Abbildungen 32 und 46) über die septale Wand verläuft. Theoretisch können sich sowohl gleichmäßige als auch unterschiedliche regionale Wandgeschwindigkeiten zur selben, basal gemessenen, Gesamtgeschwindigkeit addieren. Die regional gemessene Geschwindigkeit muss also als ein globaler Parameter der Funktion des gesamten Myokards zwischen eben dieser ROI und dem Apex verstanden werden. Dies limitiert die Aussagekraft der Geschwindigkeitsmessung als Parameter der regionalen myokardialen 80 Funktion und unterstreicht die Wichtigkeit der Bestimmung des regionalen Strain- und der Strain rate. Der Gradient zeigt zudem, dass abhängig von der ROI-Platzierung auch divergierende Durchschnittswerte hätten erhoben werden können und unterstreicht erneut die Notwendigkeit einer einheitlichen Methodik bei der Erstellung von Strain und Strain rate Studien Beim Vergleich der longitudinalen Wandabschnitte (lateral, septal, anterior und inferior) zeigten sich lediglich in der apikalen Ebene signifikante Unterschiede. Diese Ergebnisse stehen im Widerspruch zu einer Studie von Galiuto (Galiuto et al., 1998), der mittels TDI sowohl basal, als auch medial und apikal niedrigere Geschwindigkeiten bei den septalen Segmenten fand und diesen Umstand darauf zurück führte, dass im Vergleich zu den freien Herzwandabschnitten im Septum der Anteil longitudinaler Fasern deutlich geringer ist. Linkes Atrium Für den linken Vorhof zeigte sich sich ein signifikanter atrialer Geschwindigkeitsgradient von basal nach apikal, entsprechend des bereits beschriebenen Gradienten des linken Ventrikels, übereinstimmend mit den Ergebnissen anderer Studien (Thomas et al., 2003, Zhang et al., 2006). Beim Vergleich der mittleren atrialen Segmente konnten hochsignifikante Unterschiede zwischen den einzelnen Segmenten festgestellt werden. Hierbei muss allerdings berücksichtigt werden, dass besagte Wandabschnitte aufgrund der anatomischen Strukturen (Septum und Einmündung der Pulmonalvenen) schwer zu erfassen sind und dadurch möglicherweise Messfehler in die Auswertung mit eingeflossen sein könnten. Bei einem Teil der untersuchten Probanden bewegte sich das atriale Dach gegenläufig im Vergleich zu den mittleren und anularen Segmenten. Dies lässt sich eventuell durch die relativ freie Aufhängung des atrialen Myokards und die deutlich schwächer ausgeprägte Muskulatur erklären, wodurch sie stärker durch passive Bewegungen - hervorgerufen durch den Blutfluss aus den Hohlvenen in das linke Atrium und aus dem linken Atrium in den Ventrikel – beeinflusst wird. Diese Ergebnisse widersprechen denen der Arbeit von Boyd (Boyd et al. 2008), in der jedoch nicht ein gesundes Normkollektiv, sondern Patienten mit Vorhofflimmern untersucht wurden. 81 Da für die Vorhöfe keine einheitliche Einteilung in segmentale Wandabschnitte existiert, so wie es die AHA für den Ventrikel vorgenommen hat, resultiert ein stark unterschiedlicher methodischer Aufbau der bisherigen wissenschaftlichen Studien mit dem Ziel der Erfassung des atrialen Strains. Unterschiede im methodischen Aufbau zeigten sich in Metaanalysen, neben der Verwendung unterschiedlicher Messmethoden und –software-Programme, als eine der Hauptursachen für die Abweichungen der Messergebnisse (Yingchoncharoen et al. 2013). Die Anzahl von Studien, die unterschiedliche Methoden zur Erfassung der atrialen Funktionsparameter untersucht haben, ist deutlich geringer (u.a. Motoki et al. 2012, Ferferieva et al. 2009b). Dennoch ist zu vermuten, dass die limitierenden Faktoren, wie unterschiedliche Algorithmen, unterschiedliche zeitliche und räumliche Auflösung etc. zumindest teilweise übertragbar sind. Einheitliche Regeln für die Evaluation atrialer Funktionsparameter, wie z.B. eine einheitliche funktionelle und physiologisch-anatomische Einteilung des Vorhofes in Segmente (wie sie für den Ventrikel formuliert wurden), könnten zu einer besseren Vergleichbarkeit atrialer Studien führen. Zusammenfassend muss festgestellt werden, dass der Vergleich der Ergebnisse dieser Studie nur mit Studien erfolgen kann, die einen ähnlichen methodischen Ansatz gewählt haben. 5.2 Strain Linker Ventrikel Die Auswertung des segmentalen Strain des linken Ventrikels zeigte keine signifikanten Unterschiede zwischen den longitudinalen Wandabschnitten oder zwischen der basalen (-17,97 ± 4,26 %), mittleren (-17,73 ± 3,75 %) und apikalen (-17,00 ± 3,78 %) Ebene. Die Homogenität des ventrikulären Strain in allen Segmenten und Ebenen ohne einen nachweisbaren Gradienten, wie wir ihn für die segmentale Geschwindigkeiten nachweisen konnten, deckt sich mit den Ergebnissen anderer Studien (Dalen et al., 2009, Kowalski et al., 2001, D’hooge et al., 2002) und auch die Mittelwerte des segmentalen Strain sind mit denen dieser Studien vergleichbar. Die Spitzenwerte, die mittels 2D-Speckle-Tracking ermittelt wurden, liegen niedriger als mit dopplerbasierten Verfahren ermittelten Werte (Dalen et al. 2009, 82 Biaggi et al. 2009), vermutlich aufgrund der höheren zeitlichen Auflösung des TDI. Einige andere Studien zeigten allerdings signifikante Unterschiede der einzelnen Wandabschnitte mit einem höheren Strain in den basalen (Herbots et al. 2006) oder atrialen (Biaggi et al. 2009) Segmenten. Der GLS von -17,72 ± 2,21 % für das Gesamtkollektiv dieser Arbeit und ein mittlerer GLS von -18,0 ± 2,1 % für die Frauen und -17,7 ± 2,3 % für die Männer war vergleichbar mit den Werten der Normalkollektive von Kuznetsova (Kuznetsova et al. 2008) und Reckefuss und Kollegen (Reckefuss et al. 2010). Sie waren allerdings etwas niedriger als die Werte, die von Biaggi (im Durchschnitt 20.9 ± 2.4 %, Biaggi et al. 2009) erhoben wurden und etwas höher als die von Dalen et al. in der HUNT-Studie, in deren sich ein GLS von 17.4 ± 2.3 % für Frauen und 15.9 ±2.3 % für Männer zeigte. Unsere Ergebnisse und die aufgezeigten Unterschiede stimmen überein mit einer Meta-Analyse von Yingchoncharoen (Yingchoncharoen et al. 2013), der in einer Analyse von 24 Studien, in der unterschiedliche Analysemethoden eingeschlossen wurden, einen GLS zwischen -15.9% bis -22.1% (im Mittel, -19.7% (± 0,7)) beschrieben hat. Linkes Atrium Die Analyse des atrialen Strain zeigte – im Gegensatz zum ventrikuären Strain einen signifikanten Gradienten von den basalen Segmenten hin zum atrialen Dach. Diese Beobachtung entspricht (auch in der Höhe des segmentalen Strain) den Ergebnissen anderer Arbeitsgruppen (Shin et al. 2009, Cameli et al., 2009, Xia et al. 2013). Zusätzlich zeigte sich in unserer Arbeit ein signifikant niedrigerer Strain für die anteriore und posteriore Wand im Vergleich zur lateralen und septalen Wand. Hier widersprechen unsere Ergebnisse denen der o.g. Studien der oben genannten Arbeitsgruppen, die für die posteriore und anteriore Wand einen signifikant höheren Strain zeigen konnten. Eine mögliche Erklärung für diese Ergebnisse, bzw. diesen Widerspruch, bietet die Arbeit von Markides und Kollegen (Markides et al. 2003), die die Abweichungen mit dem unterschiedlichen Faserverlauf der atrialen Wandschichten und -abschnitte erklärten. Beim Vergleich dieser Arbeiten muss beachtet wer- 83 den, dass in der oben erwähnten Arbeit von Shin und Kollegen konventionelles SRI und in der Arbeit von Markides und Kollegen eine gänzlich andere Messmethode verwendet wurde. Diese analysierte - ähnlich wie das in den oben genannten Arbeiten von Shin, Cameli und Xia verwendete SRI - die Verformung der gesamten atrialen Wand. Im Gegensatz dazu werden bei Velocity Vector Imaging vor allem die endokardialen Wandschichten analysiert. Der mittlere GLaS war in unserer Arbeit bei 38,98 ± 20,99 % für das Gesamtkollektiv 39,13 ± 19,88 % für die Frauen und 38,82 ± 18,92 % für die männlichen Probanden und zeigte keinen signifikanten Unterschied zwischen Männern und Frauen. Diese Ergebnisse sind vergleichbar mit denen der Arbeit von Cameli (Cameli et al., 2009) der einen GLaS von 42.2 ± 10 % beschrieb. Insgesamt werden in der Literatur für den atrialen Strain sehr stark divergierende Werte von ca. 30 bis über 75% angegeben, allerdings muss diesbezüglich die beschränkte Vergleichbarkeit aufgrund des stark divergierenden methodischen Aufbaus der unterschiedlichen Studien und der verwendeten Messverfahren bedacht werden. Vergleich linker Ventrikel und linkes Atrium Im direkten Vergleich von Ventrikel und Atrium ließen sich für das Atrium deutlich höhere Werte für den segmentalen Strain und den GLaS aufzeigen als für den ventrikulären Strain und den GLS (GLaS vs. GLS: 38,98 ± 20,99 %vs. 17,72 ± 2,21 %). Dies lässt sich daraus erklären, dass das Atrium bei deutlich kleinerem Ausgangsvolumen durch die Basalbewegung der Klappenebene eine nahezu gleiche Gesamtvolumenveränderung erfährt. 5.3 Strain rate Linker Ventrikel Verschiedene Autoren haben versucht, Normwerte für die regionale Strain rate (SR) zu erheben (Kowalski et al, 2001, Andersen et al., 2003, Sun et al., 2004, Herbots et al, 2006), wobei sie teilweise zu sehr unterschiedlichen Ergebnissen kamen.. Wir fanden eine konstante Strain rate in allen Segmenten des linken Ventrikels (im Mittel 0,98 s-1 in der apikalen und mittleren, sowie 1,01 s-1 in der basalen 84 Ebene) ohne einen signifikanten Gradienten (entsprechend der Arbeit von Kowalski, Kowalski et al, 2001). Die in dieser Arbeit erhobenen Werte sind vergleichbar mit den mittels Strain rate imaging (SRI) ermittelten Werten gesunder Probanden einer Studie von Stoylen (Stoylen et al., 2003) und der HUNT-Studie (Dalen et al. 2010). Sie liegen jedoch etwas unter den Ergebnissen z.B. der Studien von Andersen, Herbots und Sun (Andersen et al. 2003, Herbots et al. 2006, Sun et al. 2004), die z.T. etwas höhere, allerdings je nach Schnittebene stark divergierende Strain rate Werte von 1,2 ± 0,3 bis -2,3 ± 1,1 s-1 beschrieben haben. Der von Sun (Sun et al. 2004) beschriebene Gradient in der lateralen Longitudinalebene konnte in der vorliegenden Arbeit nicht nachvollzogen werden. Eine mögliche Ursache für die starken Unterschiede in der Literatur sind die unterschiedlichen Messmethoden (TDI, MRI, Speckle tracking und hier VVI), sowie die unterschiedlichen Algorithmen der jeweiligen Software-Programme. Dies zeigt erneut die Notwendigkeit der Erstellung methodenspezifischer Normwerte. Linkes Atrium Auch die Erhebung von Normwerten für die atriale Strain rate (SR) zeigte in der Literatur methoden- und studienabhängige große Schwankungen. So kam Yan in einer mittels VVI durchgeführten Studie für ein gesundes Vergleichskollektiv von 20 Probanden auf eine atriale systolische Strain rate von 1,3 ± 0,3 s-1 (Yan et al., 2012). Diese Ergebnisse liegen etwas unterhalb der Ergebnisse unserer Studie, in der wir eine etwas höhere atriale Strain rate (basal 1,77 ± 0,62 s-1, mittig 1,56 ± 0,61 s-1 und apikal 1,55 ± 0,54 s-1) zeigen konnten. Die in unserer Arbeit signifikant höhere SR in den basalen Segmenten (im Vergleich zur mittleren und apikalen Ebene) konnten bei Yan und Kollegen jedoch nicht nachgewiesen werden. Sirbu und Kollegen ermittelten in ihrer Arbeit (Sirbu et al. 2006) allerdings deutlich höhere Werte für die atriale Strain rate (abhängig vom longitudinalen Wandabschnitt zwischen -4 ± 1,2 s-1 bis -4,9 ±1,8 s-1 für die kontraktile atriale Phase sowie –5,42 ±1,91 s-1 bis -7,48 ± 3,44 s-1 während der diastolischen Durchflussphase). Auch hier ist allerdings der Unterschied in der (im Gegensatz zu Yan und Kollegen, die in ihrer Arbeit ebenfalls die VVI-Software 85 verwendeten) verwendeten Messmethode und dem zugrunde liegenden Algorithmus der Software zu bedenken. Allgemein gültige Normwerte, bzw. Empfehlungen für ihre Erhebung, sind für den atrialen Strain und die atriale Strain rate aktuell noch nicht erstellt worden. Bei der Definition rationaler Kriterien zur Erhebung muss u.a. beachtet werden, dass die aktive atriale Funktion weniger durch die Spitzenwerte während der Systole, sondern vielmehr durch die spät diastolischen Spitzenwerte zum Zeitpunkt der atrialen Kontraktion repräsentiert wird. In dieser Arbeit wurden erstmals anhand eines größeren Normalkollektives Normwerte für die myokardiale Funktion des Atriums erhoben, wobei diese als Referenz-Werte für kommende Untersuchungen herangezogen werden können. 5.4 Segmentale Ejektionsfraktion (SEF) Die Analyse der ventrikulären segmentalen Ejektionsfraktion zeigte einen signifikanten Unterschied zwischen den horizontalen Wandabschnitten mit den höchsten Werten im basalen Abschnitt. Der Vergleich der longitudinalen Wandabschnitte zeigte keine signifikanten Unterschiede. Der Vergleich mit anderen Studien ist nur eingeschränkt möglich (Chen et al, Llerena et al., 1983), da bisher nur wenige Studien neben der globalen Ejektionsfraktion die segmentale Ejektionsfraktion bestimmt haben. Der Vergleich der atrialen Wandabschnitte zeigte ebenfalls die höchsten Werte für den basalen Abschnitt, auch hier waren die Unterschiede zwischen dem superioren (Dach) und dem anularen Abschnitt jedoch nicht signifikant. 5.5 Synchronizität Die Synchronizitätsanalyse zeigte, wie bei einem gesunden und relativ jungen Normalkollektiv mit normalem EKG als Einschlusskriterium nicht anders zu erwarten, keine nennenswerte Asynchronie der Wandbewegungen. Zudem war die Korrelation nach Pearson zwischen QRS-Breite und intraventrikulärem Delay nicht signifikant unterschiedlich. Die Regelhaftigkeit der Kurvenverläufe lässt jedoch den Schluss zu, dass VVI in der Lage ist, die Bewegung der einzelnen Segmente in einen zeitlichen Bezug zueinander zu setzen und so das wirkliche Ausmaß der mechanischen Asynchronie zu messen. 86 Aufgrund der z.T. widersprüchlichen Ergebnisse vorheriger Studien ist die Echokardiographie derzeit kein alleiniges Entscheidungskriterium für die Indikation einer CRT-Behandlung. Da vermutlich die meisten Patienten vor CRTTherapie ohnehin eine konventionelle Echokardiographie erhalten, spricht unserer Auffassung nach einiges für eine echokardiographische Analyse der Synchronität, zumal der zusätzliche Zeitaufwand bei den meisten Verfahren verschwindend gering ist. 5.6 Einflussfaktoren Der Einfluss verschiedener Faktoren, vor allem des Alters und des Geschlechtes, auf die kardialen Funktionsparameter (vor allem Strain und Strain rate) sind aktuell Gegenstand kontroverser Diskussionen (Reckefuss et al, 2010). In der HUNT-Studie zeigte sich eine Abnahme des ventrikulären Strains bei zunehmendem Alter. Dieser Effekt war dabei für beide Geschlechter zu beobachten. In unserem Kollektiv konnte dieser Trend, ähnlich wie in anderen Studien (Kuznetsova et al., 2008, Marwick et al., 2009), allerdings nicht nachvollzogen werden. Es zeigte sich lediglich die signifikante und inverse Korrelation der spätdiastolischen Geschwindigkeiten von Ventrikel und Atrium mit dem Alter, sowie eine inverse Korrelation zwischen BMI und der spätdiastolischen Geschwindigkeit der basalen ventrikulären Ebene. Zudem zeigte sich eine positive Korrelation zwischen dem BMI und der ventrikulären Strain rate und die negative Korrelation von Alter und atrialer Strain rate. Der von Reckefuss (Reckefuss et al. 2010) beschriebene Unterschied von apikalen (Steigerung des Strain mit dem Alter) und basalen (Verringerung des Strains mit dem Alter) Segmenten bzw. der von Dalen in der HUNT-Studie (Dalen et al. 2009) beschriebene Einfluss des Geschlechtes auf den GLS konnte in der vorliegenden Arbeit nicht gezeigt werden. Mögliche Erklärungen für die heterogenen Ergebnisse bei der Untersuchung von Einflussfaktoren auf den myokardialen Strain und die Strain rate dürfte unter anderem an den unterschiedlichen Messmethoden bzw. –algorithmen liegen. Weitere Faktoren dürften der unterschiedliche methodische Aufbau, z.B. bei der Einteilung des Ventrikels und des Atriums sowie die Zusammensetzung 87 und Größe der einzelnen Studienkollektive (unser Kollektiv hatte ein geringeres Durchschnittsalter) sein. 5.7 Bewertung der Methode Reliabilität der Werte Wie fast alle modernen Speckle tracking Verfahren besitzt auch Syngo VVI den Vorteil der Winkelunabhängigkeit. Dies ermöglicht es, kardiale Bewegungen winkelunabhängig sowohl in radialer als auch in longitudinaler Bewegungsrichtung zu messen. Die zeitliche Auflösung ist jedoch methodenabhängig geringer und die Spitzenwerte liegen beim STI und VVI unterhalb derjenigen, die in verschiedenen Studien mit gewebedoppler-basierten Messverfahren gewonnen wurden (s. Abbildung 14). Neben der niedrigeren zeitlichen Auflösung kann auch die Glättung der Kurven – durch die bei 2D-Verfahren eingesetzten Algorithmen – für niedrigere Spitzen- und daraus resultierenden geringere Mittelwerte verantwortlich sein. Zeiteffektivität Die Offline-Analyse ermöglicht es, Untersuchungszeit am Patienten einzusparen. Die vollständige Messung einer Aufnahme ist aufgrund der benutzerfreundlichen Bedienbarkeit prinzipiell in wenigen Minuten (ca. 5-10 Minuten pro Patient) möglich. Die VVI-Software erlaubt dabei das Festlegen individueller Messpunkte. Ein Nachteil dieses Verfahrens ist jedoch, dass nicht messbare Aufnahmen oder fehlerhafte Messungen nicht sofort, sondern erst im Anschluss erkannt werden und somit ggf. eine neue und zeitaufwendige echokardiographische Aufnahme nötig ist. Ein weiterer Nachteil ist, dass die vollständige Evaluierung aufgrund der manuellen Festlegung der ROIs, der anschließenden optischen Kontrolle und der manuellen Korrektur mitunter sehr lange dauert. Intra- und Inter-Observervariabilität Die Inter- und Intra-Observervariabilität in dieser Studie entsprechen denen, die in anderen Studien (Reckefuss et al., 2010, Dalen et al., 2010, Thorstensen et. al, 2009) für Speckle-Tracking-basierte Messverfahren beschrieben worden sind. Dabei liegt die Interobservervariabilität etwas höher als in den oben ge- 88 nannten Studien. Dies erklärt sich durch die größere Flexibilität in der manuellen Auswahl der Messpunkte (ROIs), die die VVI-Software – im Vergleich zur ähnlichen Messalgorithmen - zulässt. Andere auf dem Speckle-Tracking beruhenden Messerverfahren teilen die markierten Myokardabschnitte automatisiert in Segmente ein und berechnen gemittelte Werte für die so bestimmten Segmentbereiche. Durch die Verwendung der VVI-Software ist es so einfacher, Wandabschnitte, deren Verfolgung nicht über den gesamten Herzzyklus möglich ist, von der Berechnung auszuschließen oder spezifischere ROIs festzulegen. Im Gegenzug kann es schon durch eine geringere Abweichung bei der Platzierung der Messpunkte zu Abweichungen bei wiederholten Messungen kommen. 89 6. Zusammenfassung Aktuell existieren eine Vielzahl von unterschiedlichen Messverfahren und – software-Programmen, mittels derer die myokardialen Funktionsparameter der Gewebegeschwindigkeit, des Strain und der Strain rate erhoben werden können. Der Vergleich dieser Verfahren bei gesunden Probanden, wie er in der HUNT-Studie (Dalen et al. 2010) oder der aktuell publizierten vergleichenden Metaanalyse von Yingchoncharoen (Yingchoncharoen et al. 2013) durchgeführt wurde, zeigte signifikante Unterschiede der einzelnen Normwerte für unterschiedliche Messmethoden und Software-Programme, was auf die verschiedenen Stärken und Schwächen der einzelnen Verfahren zurückzuführen war. Velocity Vector Imaging (VVI) ist eine neue Methode zur Quantifizierung der globalen und regionalen myokardialen Funktion. Im Rahmen dieser Arbeit wurden für 53 herzgesunde Probanden (Durchschnittsalter 32 ± 18 Jahre) Normwerte für die myokardialen Geschwindigkeiten (S‘, E‘, A‘) und die myokardiale Verformung (Strain, Strain rate) mittels der Auswertungssoftware Velocity Vector Imaging (VVI) erhoben. Dabei zeigte sich sowohl für die ventrikulären als auch die atrialen Geschwindigkeiten ein vom Apex (bzw. vom atrialen Dach) zur Klappenebene gerichteter positiver Gradient, (s. Tabelle 35 und 36). Die erhobenen Werte für den Strain (Ventrikel: -16,24 ± 3,31 % bis -18,80 ± 4,01 %, GLS -17,72 ± 2,21 %, Atrium 31,91 ± 10,08 % bis 50,71 ± 21,62 %, GLaS 38,98 ± 20,99 %) waren insgesamt etwas niedriger als die, die in vergleichbaren, mittels TDI durchgeführten, Studien erhoben werden konnten. Die von uns erhobenen Daten für die die Strain rate (Ventrikel: 0,90 ± 0,22 s-1 bis 1,07 ± 0,52 s-1, Atrium: 1,40 ± 0,41 s-1 bis 1,95 ± 0,79 s-1) waren mit den Ergebnissen anderer, methodisch ähnlich aufgebauter Studien vergleichbar. Die Interund Intra-Observervariabilität (Strain 17,6 bzw. 13,3 %, SR 16,6 bzw. 11,5 %) lag, trotz der großen individuellen Möglichkeiten bei der Bestimmung der genauen Messposition, auf dem Niveau der etablierten Methoden mit automatisierter Erfassung (TDI). Diese Arbeit ist unseres Wissens nach die erste, die für das Velocity Vector Imaging Normwerte für die globale und regionale myokardiale Funktion erhoben hat. Diese stehen somit nun als Referenz und Vergleich für zukünftige Studien, die VVI verwenden, zur Verfügung. 90 Die oben genannten Vergleichsstudien haben jedoch auch gezeigt, wie wichtig eine weitere Standardisierung in Bezug auf die Datenerhebung und – verarbeitung ist. Ein wichtiger Schritt wäre z.B. die einheitliche Einteilung des Vorhofes – entsprechend dem 17-Segment-Modell der AHA für den Ventrikel, um die Vergleichbarkeit unterschiedlicher Arbeiten zu erhöhen. 91 7. Literaturverzeichnis Achilli A, Sassara M, Pontillo D, Turreni F, Rossi P, De Luca R, Klersy C, Patruno N, Achilli P, Sallusti L, Spadaccia P, Cricco L, Serra. (2008). "Effectiveness of cardiac resynchronisation therapy in patients with echocardiographic evidence of mechanical dyssynchrony." J Cardiovasc Med (Hagerstown) 9(2), 131-6. 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J Am Soc Echocardiogr 19(4), 422-8. Danksagung Ich danke meinem Doktorvater Herrn Prof. Dr. med. H.-J. Trappe für die Unterstützung, sowie für die Bereitstellung der personellen und technischen Voraussetzungen, ohne die die Idee zu dieser Arbeit und Ihre Erstellung in seiner Klinik nicht zu verwirklichen gewesen wären. Ganz besonders danke ich meinem Betreuer, Herrn PD Dr. med. Thomas Butz, der mich zu dieser Arbeit ermutigt hat, jederzeit erreichbar war und die Entstehung und Vollendung dieser Arbeit durch seine Ratschläge und seine Erfahrung erst ermöglicht hat. Ich danke meinen Eltern für die liebevolle Unterstützung, Anregungen und Kritik, das unermüdliche Motivieren, das Korrekturlesen und meinen Geschwistern, die dafür gesorgt haben, dass ich während der Erstellung dieser Arbeit das Leben nicht verlernt habe. Lebenslauf Lukas Funk Geb. 13.12.1982 Duisburg Grundschule 1989 – 1993 Grundschule an der Düngelstraße Höhere Schule 1993 – 2002 Pestalozzi-Gymnasium Herne Allgemeine Hochschulreife, Abschlussnote 1,2 Zivildienst 07/2002 – 04/2003 Arbeiter-Samariter-Bund HerneGelsenkirchen e.V. - Ausbildung zum Rettungssanitäter 04/2003 – 11/2009 - Anstellung als Rettungssanitäter Studium 10/2003 – 11/2009 Studium der Humanmedizin Ruhr-Universität-Bochum - Praktisches Jahr am Marienhospital-Herne Universitätsklinik der Ruhr-Universität Bochum (Wahlfach Anästhesie) Staatsexamen, Abschlussnote 1,83 Anstellung 04/2010 – 07/2011 Universitätsklinik Essen, Klinik für Nephrologie Direktor: Prof. Dr. med. A. Kribben Seit 07/2011 Marienhospital Herne, Universitätsklinik der Ruhr-UniversitätBochum, Med. Klinik I Von 07/2011 bis 06/2013: Komiss. leiterende Ärztin Fr. PD Dr. med. A. Mitchell Seit 07/2012 Direktor: PD Dr. med. T. Westhoff
