Bakkalaureatsarbeit zur Erlangung des akademischen Grades "Bakkalaureus/Bakkalaurea (FH)"

"AV Zeit Optimierung bei Zwei- und Dreikammerherzschrittmachern"

Ausgeführt von Andreas Weinfurter, 0610227050

Begutachter: Dipl.-Ing. Thomas Nowotny

Wien, 2008-09-05

Ausgeführt an der Fachhochschule Technikum Wien Studiengang BME Medical Engineering

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1. Abstract und Kurzfassung

Abstract

Since the invention of the implantable pacemakers in 1958 the first aim was to keep the patients alive but today it is about the improvement of the quality of life. To achieve this goal it is necessary to optimize the haemodynamics by choosing the right atrio-ventrikular (AV) delay and to correlate this with the heart frequency. Especially at rest and on work capacity the optimal AV delay plays a major role in achieving haemodynamic advantages, e. g. for gaining an optimal diastolic filling and as a result an optimal stroke volume.

The two main methods, echocardiography and surface electrocardiogram (ECG), will be described and compared. Echocardiography produces an image of the internal structures of the heart and is commonly used for measurement of the heart’s parameters. In the field of ECG the algorithm by Ritter and Koglek will be explained. The expected results will show, how three producers of pacemakers use this knowledge in their practical applications.

Kurzfassung

Während es bei der Einführung der implantablen Herzschrittmacher 1958 noch um Lebenserhaltung bzw. Lebensverlängerung ging, ist das heutige Hauptziel der Herzschrittmachertherapie die Hämodynamik und damit die Lebensqualität des Patienten zu verbessern.

Dies lässt sich am besten durch Frequenzanpassung mit einem möglichst

physiologischen Sensor erreichen, der dem Schrittmacher die jeweils günstigste Stimulationsfrequenz vorgibt. Dabei hat sich, in den von mir recherchierten Arbeiten gezeigt, wie wichtig die entsprechende Koordination der atrioventrikulären Kontraktion ist.

Die beiden Hauptmethoden zur AV-Zeit Optimierung, die Echokardiografie und das

Oberflächen-EKG werden besprochen. Die speziellen Algorithmen, z. B. nach Ritter und Koglek, sollen in dieser Arbeit gezeigt werden. Zum Abschluss soll anhand dreier Hersteller gezeigt werden, wie die Erkenntnisse praktisch umgesetzt werden.

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Eidesstattliche Erklärung „Ich erkläre hiermit an Eides statt, dass ich die vorliegende Arbeit selbständig angefertigt habe. Die aus fremden Quellen direkt oder indirekt übernommenen Gedanken sind als solche kenntlich gemacht. Die Arbeit wurde bisher weder in gleicher noch in ähnlicher Form einer anderen Prüfungsbehörde vorgelegt und auch noch nicht veröffentlicht.“ Wien, 2008-12-20 Andreas Weinfurter

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1. Abstract und Kurzfassung ................................................................................................ 0

2. Einleitung ........................................................................................................................... 4

3. Grundlagen ......................................................................................................................... 5 3.1. Reizbildungs- und Reizleitungssystem ............................................................................. 5 3.1.1. Sinusknoten ................................................................................................................... 5 3.1.2. AV-Knoten ..................................................................................................................... 5 3.1.3. HIS-Bündel .................................................................................................................... 6 3.1.4. Purkinje-Netzwerk .......................................................................................................... 7 3.1.5. Anterograde und retrograde Überleitung ....................................................................... 7 3.1.6. Refraktärzeiten .............................................................................................................. 7 3.1.7. Vulnerable Phase .......................................................................................................... 8

3.2. Wichtigste Störungen des Reizleitungssystems ............................................................... 8 3.2.1. Sinusknoten / Vorhof ..................................................................................................... 8 3.2.2. AV-Knoten ..................................................................................................................... 9 3.2.3. HIS-Bündel .................................................................................................................... 9

4. Schrittmacher (SM) .......................................................................................................... 10 4.1. SM-Aggregat ................................................................................................................... 10

4.2. Herzstimulation ............................................................................................................... 10 4.2.1. Rheobase und Chronaxie ............................................................................................ 11 4.2.2. elektrisches Stimulations-Schema ............................................................................... 12 4.2.3. Wahrnehmungsschaltkreis .......................................................................................... 13 4.2.4. Stromverbrauch ........................................................................................................... 13

4.3. SM-Sonden ..................................................................................................................... 14 4.3.1. Unipolar ....................................................................................................................... 14 4.3.2. Bipolar .......................................................................................................................... 14 4.3.3. Sensoren (R-Funktion) ................................................................................................ 15

4.4. SM-Code ......................................................................................................................... 15 4.4.1. Schrittmacherfunktionen .............................................................................................. 16

4.5. Einkammerschrittmacher ................................................................................................ 17 4.5.1. Überwachung (Sensing) .............................................................................................. 17

4.6. Zweikammerschrittmacher .............................................................................................. 18

4.7. Dreikammerschrittmacher ............................................................................................... 18

4.8. Defibrillatoren ICD .......................................................................................................... 19

5. AV-Zeit .............................................................................................................................. 20 5.1. AV-Zeit-Programmierung ................................................................................................ 20 5.1.1. Die „elektronische AV-Überleitung“ ............................................................................. 20 5.1.2. AV-Delay und Ventrikelsystole .................................................................................... 21 5.1.3. Wer profitiert von der Optimierung der AV-Sequenz ................................................... 21 5.1.4. AV-Delay bei systolischer Funktionsminderung des linken Ventrikels ........................ 21 5.1.5. Frequenzabhängigkeit der AV-Zeit ............................................................................. 21

5.2. Methoden der AV-Zeit-Optimierung ................................................................................ 21

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5.2.1. Transmitrale Doppler-Echokardiographie .................................................................... 22 5.2.2. Formel (Ritter – Formel) .............................................................................................. 23 5.2.3. Approximation aus dem EKG ...................................................................................... 23

5.3. Einstellung des AV-Delays ............................................................................................. 24 5.3.1. Ösophagus EKG (Ismer, Knorre) ................................................................................. 25 5.3.2. Peak Endocardial Acceleration (PEA) ......................................................................... 26 5.3.3. Spiroergometrie (CO2-Rückatmungsmethode) ............................................................ 26 5.3.4. Impedanzkardiographie ............................................................................................... 26 5.3.5. AV-Zeit Optimierung unter biventrikulärer Stimulation ................................................. 27

5.4. Methoden verschiedener Hersteller von SM ................................................................... 28 5.4.1. QuickOpt™ Timing Cycle Optimization ....................................................................... 28 5.4.2. CN-Systems Task Force Monitor ................................................................................. 29

6. Diskussion ........................................................................................................................ 30

7. Anhang ............................................................................................................................. 32 7.1. Abbildungsverzeichnis .................................................................................................... 32

7.2. Tabellenverzeichnis ........................................................................................................ 32

7.3. Abkürzungsverzeichnis ................................................................................................... 33

7.4. Literaturverzeichnis ......................................................................................................... 34 7.4.1. Bücher ......................................................................................................................... 34 7.4.2. Papers ......................................................................................................................... 34 7.4.3. Internet ......................................................................................................................... 35

2. Einleitung

In dieser Arbeit zur AV-Zeit-Optimierung bei Zwei- und Dreikammerherzschrittmachern wird in den Grundlagen ausführlich das Reizleitungssystem, bestehend aus Sinusknoten, AV-Knoten, HIS-Bündel und Purkinje-Netzwerk erklärt. Auch die wichtigsten Störungen desselben sollen beschrieben werden.

Im Kapitel Schrittmacher wird vom Aufbau und den Wahrnehmungs- und

Stimulationsschaltkreisen berichtet. Wichtige Begriffe wie Rheobase und Chronaxie werden erklärt. Auch der Schnittstelle zum Herzmuskel, den Sonden, wird ein Abschnitt gewidmet. Der revidierte NASPE/BPEG-Schrittmacher-Code wird vorgestellt und seine Anwendung bei Zwei- und Dreikammerschrittmachern erklärt.

Das Hauptthema dieser Arbeit, die AV-Zeit-Optimierung, wird in Kapitel 5 aufgezeigt.

Von der Programmierung und den verschiedenen Approximierungsverfahren wird die Rede sein. Die verschiedenen Methoden, die zur Anwendung kommen, werden beschrieben. Abschließend wird anhand dreier Hersteller die Umsetzung der Methoden in die Praxis aufgezeigt.

Grundlagen

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3. Grundlagen

3.1. Reizbildungs- und Reizleitungssystem

In diesem Abschnitt sollen die speziellen anatomischen Strukturen des Herzens, die zur elektrischen Reizbildung und Reizleitung führen, besprochen werden. Das Reizleitungssystem besteht aus speziell umgebauten Muskelfasern, die das Herz wie elektrische Kabel durchziehen.

3.1.1. Sinusknoten

Der Sinusknoten ist der primäre Taktgeber und wird auch als oberstes Automatiezentrum bezeichnet. Er liegt im oberen Teil des rechten Vorhofs in der Furche zwischen oberer Hohlvene und rechtem Herzohr. Von dort laufen drei internodale Leitungsbündel zum AV-Knoten und ein viertes zum linken Vorhof.

Die natürliche Beeinflussung der Sinusknotentätigkeit erfolgt über ein Geflecht sympathischer (Frequenzsteigerung) und parasympathischer Fasern (Frequenzminderung) sowie Ganglienzellen. Die Zellen des Sinusknotengewebes depolarisieren sich regelmäßig und leiten die Depolarisation an den Rest des Vorhofmyokards weiter. Die Überleitungsgeschwindigkeit ist langsam: 0,01 – 0,5 m/s.

Die Erregung wird vom Sinusknoten im rechten Atrium über drei spezifische Leitungsbahnen bis zum AV-Knoten weitergeleitet. Eine vierte Bahn, das Bachmann-Bündel, läuft über das Vorhofmyokard zum linken Atrium. Dadurch wird eine zeitgleiche Depolarisation der Vorhöfe erreicht. Der Depolarisation der Vorhöfe entspricht die P-Welle (Abb. 2) auf dem Oberflächen-EKG (Fischer, 1997).

3.1.2. AV-Knoten

Der AV-Knoten befindet sich am Boden des rechten Atriums an der Grenze zum Ventrikel, rechts des Septums in der Nähe der Trikuspidalklappe.

Abbildung 1 Sinusknoten und AV-Knoten mit internodalen Leitungsbündel (Fischer, 1997)

Grundlagen

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Er hat die Aufgabe die elektrischen Impulse zu filtern und an das HIS-Bündel weiterzuleiten. Diese Verzögerung oder Filterung macht den zeitlich koordinierten Bewegungsablauf zwischen Atrium und Ventrikel erst möglich (Funke, 1993). Diese Struktur steht einerseits unter Einfluss des sympathischen Systems, welches zur Beschleunigung der AV-Überleitung führt, und andererseits des parasympathischen Systems, welches für die Verlangsamung der AV-Überleitung zuständig ist.

Abbildung 2 Aktivierung des Vorhofmyokards entspricht der P-Welle im EKG (Fischer, 1997)

3.1.3. HIS-Bündel

Das HIS-Bündel befindet sich in der Verlängerung des AV-Knotens, wo die Überleitung jetzt mit hoher Geschwindigkeit (1-2 m/s) erfolgt. Die Erregungsleitung teilt sich nach dem His-Bündel in den rechten und linken Tawara-Schenkel auf. Während der rechte Tawara-Schenkel bis zu den Purkinje-Fasern als Einzelbündel verläuft, verzweigt sich der linke Tawara-Schenkel im Interventrikularseptum in zwei Faszikel, einen anterioren und einen posterioren. Die Tawara-Schenkel gehen beidseitig in das Purkinje-Netzwerk über.

Die Aktivitäten des AV-Knotens und des His-Bündels sind auf dem Oberflächen-EKG nicht sichtbar und finden während des PQ-Intervalls statt (Fischer, 1997).

Abbildung 3 PQ-Intervall im EKG (Fischer, 1997)

Grundlagen

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3.1.4. Purkinje-Netzwerk

Vom Purkinje-Fasernetz breitet sich die Erregung auf das Ventrikelmyokard aus und führt dort zur Depolarisation. Am EKG entspricht das dem QRS-Komlex (Abbildung 4). Danach erfolgt die Repolarisationsphase mit der ST-Strecke und T-Welle im EKG (Fischer, 1997).

Abbildung 4 Depolarisation des Ventrikelmyokards entspricht dem QRS-Komlex im EKG (Fischer, 1997)

3.1.5. Anterograde und retrograde Überleitung

Erfolgt die Überleitung normal von Vorhof zu Ventrikel nennt man das anterograd. Die Überleitung kann aber auch in entgegengesetzter Richtung erfolgen, z. B. nach einer ventrikulären Extrasystole, man spricht dann von einer retrograden Leitung. Die AV-Überleitung kann anterograd blockiert und zugleich retrograd frei sein. Solche Konstellationen können zu Rythmusstörungen bzw. Komplikationen bei der Herzstimulation führen (Fischer, 1997, p11).

3.1.6. Refraktärzeiten

Nach der Depolarisation gibt es in der Herzstruktur eine Refraktärphase, die man in eine absolute, hier ist der Herzmuskel überhaupt nicht erregbar, und eine relative Refraktärperiode, nur stärkere Impulse können die Muskelzellen abgeschwächt depolarisieren, unterteilt. Im gesunden Myokard ist etwa das 12 – 25fache der Energie nötig, um zu einer Depolarisation in dieser Periode zu führen (Lindner, 2004, p53).

Grundlagen

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Abbildung 5 absolute Refraktärzeit (Lindner, 2004, p12)

3.1.7. Vulnerable Phase

Die vulnerable Phase entspricht im EKG ungefähr der T-Welle, insbesondere den 30 ms vor der Spitze der T-Welle (siehe Abbildung 6). Ein in dieser Phase einfallender Reiz, z. B. Schrittmacherstimulus, kann Kammerflimmern bzw. –flattern auslösen (Lindner, 2004, p12).

Abbildung 6 Vulnerable Phase (Lindner, 2004, p12)

3.2. Wichtigste Störungen des Reizleitungssystems

In diesem Abschnitt sollen Indikationen für eine Schrittmacher-Implantation aufgezeigt werden. Im Laufe der Zeit haben sich die Kriterien und Empfehlungen, auf die sich der Arzt stützen kann, geändert (Fröhlig et al., 2006).

3.2.1. Sinusknoten / Vorhof

An der Verbindung zwischen Sinusknoten und Vorhofmyokard oder im Sinusknoten selbst kann es zu einer Dysfunktion kommen. Dieses Krankheitsbild umfasst bradykarde oder tachykarde Störungen im Sinusknoten und im Atrium.

Grundlagen

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Bradykardie bedeutet eine verlangsamte Herzschlagfolge mit Frequenzen unter 50 min-1. Tachykardie ist eine beschleunigte Herzschlagfolge mit Frequenzen über 100 min-1. Tachykarde Rhythmusstörungen treten oft als Bradykardie-Tachykardie-Sysndrom (BTS) auf, das bedeutet einen Wechsel von sehr bradykarden und sehr tachykarden Phasen. Diese Störung wird auch Sinusknotensyndrom (SKS, engl. SSS) genannt (Funke, 1993, p20).

Diese Störung kann bis hin zum kompletten Sinusarrest (Stillstand) mit

Ersatzrythmus durch sekundäre oder tertiäre langsamere Automatiezentren, im Allgemeinen der AV-Knoten, führen. Darüberhinaus kann sich das Sinusknotensyndrom auch als inadäquater Frequenzanstieg des Sinusrythmus unter Belastung manifestieren, was man als „chronotrope Inkompetenz“ bezeichnet (Lindner, 2004, p14).

3.2.2. AV-Knoten

Alle Überleitungsblockierungen im AV-Knoten stellen eine gesicherte Schrittmacherindikation (Fröhlig, 2006, p3) dar.

Die AV-Überleitungsstörungen umfassen permanente oder intermittierende Blockierungen im AV-Knoten, im His-Bündel oder in den Faszikeln. AV-Blockierungen unterteilen sich in drei Schweregrade. Der AV-Block I. Grades zeigt sich auf dem Oberflächen-EKG als einfache Verlängerung des PQ-Intervalls, größer als 0,22 s. Beim AV-Block II. Grades werden einzelne Vorhofaktionen intermittierend nicht mehr auf die Kammern übertragen. Der AV-Block III. Grades stellt eine totale Blockierung der atrioventrikulären Überleitung dar (Lindner, 2004, p16).

3.2.3. HIS-Bündel

Wie auf Seite 7 erwähnt, setzt sich die Erregungsleitung vom His-Bündel in drei Faszikel, den rechten Schenkel, den linksanterioren und den linksposterioren Faszikel, fort. Dementsprechend können uni-, bi- oder trifaszikuläre Blockierungen auftreten (Lindner, 2004, p19).

Schrittmacher (SM)

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4. Schrittmacher (SM)

4.1. SM-Aggregat

Der grundsätzliche Aufbau aller Schrittmacher, unabhängig von Fabrikat und Stimulationsart, ist sehr ähnlich. Er hat die Aufgabe die Eigentätigkeit des Herzens festzustellen und andererseits das Herz im Atrium und/oder den Ventrikeln zu stimulieren. Das große Problem der Batterien ist heutzutage nach langer Entwicklungszeit befriedigend gelöst. In den Anfängen der Schrittmachertechnik, ca. in den 70iger Jahren des vorigen Jahrhunderts, wurden Zink-Quecksilberzellen benutzt und es wurden nur maximal 4 Jahre Laufzeit erreicht. Moderne Schrittmacher erreichen bis zu 12 Jahren Laufzeit, abhängig z. B. von folgenden Faktoren:

• nutzbare Batteriekapazität, normalerweise im Bereich von 0,8 – 2 Ah, abhängig von der Batteriegröße, wobei die nutzbare Kapazität 80 – 90 % kleiner angenommen wird! (Lindner, 2004, p43)

• Programmierung der Stimulationsparameter • Prozentsatz der Stimulation • Stimulations-Impedanz • Stromverbrauch der elektrischen Schaltkreises • Telemetrie • Selbstentladung der Batterie

Abbildung 7 typische Schrittmachergröße (mit freundlicher Genehmigung der Firma Biotronik)

Die in Abbildung 7 sichtbare typische Größe eines Schrittmachers wird zu zwei Dritteln vom Batteriebereich und zu einem Drittel von der Steuerungselektronik ausgefüllt.

4.2. Herzstimulation

In Ruhe sind Herzmuskelzellen polarisiert, mit einer Membranpotentialdifferenz von ca. 90 mV. Wird die Zelle durch eine Stimulus gereizt und erreicht das Ruhepotential die Depolarisationschwelle, kommt es zu einer abrupten Potentialumkehr aufgrund einer schnellen Ionenbewegung mit Einstrom von Natrium- und auch Kalziumionen, gefolgt von einem Ausstrom von Kaliumionen.

Schrittmacher (SM)

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Abbildung 8 Unterschied zwischen den Aktionspotentialen einer Herzmuskelzelle und eines

Schrittmachers (Lindner, 2004, p24)

Wie man in Abbildung 8 erkennen kann, hat die Muskelzelle ein stabiles diastolisches Potential und kann nur durch einen Stimulus, wie immer er auch geartet ist, depolarisiert werden. Das Aktionspotential ist der Spannungsverlauf bei Depolarisation, gemessen zwischen Zellinnerem und dem Extrazellulärraum (Lindner, 2004, p24).

Bei der Schrittmacherstimulation ist der Stimulationsort die negative Elektrode, die mit dem Myokard in Kontakt steht. Der positive Pol ist bei bipolarer Stimulation die proximale Elektrode, bei unipolarer Stimulation das Schrittmachergehäuse (siehe SM-Sonden).

4.2.1. Rheobase und Chronaxie

Als Reizschwelle ist der kleinste elektrische Stimulus, der das Herz während der Diastole nach dem Ende der physiologischen Refraktärperiode und der vulnerablen Phase depolarisieren kann.

Die minimale Spannung bei der, bei unendlicher Impulsdauer, eine effektive Stimulation am Myokard ausgelöst wird, nennt man Rheobase.

Die Chronaxie ist der Zeitwert, bei dem bei doppelter Rheobase, der notwendig ist um

das Myokard zu stimulieren. (siehe Abbildung 9) Chronaxie und Rheobase charakterisieren die elektrophysiologischen Eigenschaften

einer Stimulationselektrode. Die Bestimmung der Reizschwelle ist unbedingt erforderlich zur Programmierung der Stimulationsparameter und der notwendigen Sicherheitsgrenzen (Lindner, 2004, p27).

Schrittmacher (SM)

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Abbildung 9 Rheobase und Chronaxie, in halblogarithmische Darstellung (Hirner, 2008)

4.2.2. elektrisches Stimulations-Schema

Abbildung 10 Elektrisches Schaltbild der SM-Stimulation (Lindner, 2004, p42)

Wie in Abbildung 10 zu erkennen ist, setzt sich der Stimulationskreislauf folgendermaßen

zusammen: • USM...Spannungsquelle • Z0.....Innenwiderstand des Schrittmachers • RS.....Widerstand der Elektrode • Zp......Impedanz des Übergangs Herz-Elektrode • RT......Widerstand des Gewebes

Die verschiedenen Widerstände und Impedanzen sind in Reihe geschaltet.

Schrittmacher (SM)

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4.2.3. Wahrnehmungsschaltkreis

Abbildung 11 Wahrnehmunsschaltkreis (Lindner, 2004, p42)

• USignal.....intrakardiales Signal, das vom Herzen abgegeben wird • RT......Widerstand des Gewebes • Zp......Impedanz des Übergangs Herz-Elektrode • RS.....Widerstand der Elektrode • Ze......Eingangswiderstand des Schrittmachers • U.......Spannung des Herzsignals

Das vom Herzen erzeugte Signal hat eine kleine Amplitude, von einigen mV, und daher

ist es wichtig, die Wahrnehmung zu optimieren, entweder indem man die Widerstände RT, Zp und RS reduziert oder den Eingangswiderstand des Schrittmachers (Ze) möglichst hoch gestaltet, etwa 15 – 20 kΩ (Lindner, 2004, p42).

4.2.4. Stromverbrauch

Der Stromverbrauch eines Schrittmachers kann mit folgender Formel berechnet werden: Formel 1 Stromverbrauch eines Schrittmachers

70

5000,5 5

% 100

F...Frequenz in min-1

T...Impulsdauer in ms U...Impulsspannung in V Z...Impedanz in Ω IC...Leerlaufstromverbrauch IN...Stromverbrauch zur Stimulation S...Stimulationsanteil

Per Übereinkunft wird der Stromverbrauch bei einer Stimulationsfrequenz von 70 ipm, einer Impedanz von 500 Ω, einer Impulsdauer von 0,5 ms, einer Stimulationsamplitude von 5 V und einem Prozentsatz der Stimulation von 100 % abgeschätzt (Lindner, 2004, p45).

Schrittmacher (SM)

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4.3. SM-Sonden

Die Schnittstellen des Schrittmachers, die die Signalen des Herzens aufnehmen und weitergeben, stellen die Elektroden dar. Ihr Aufbau ist abhängig von der jeweiligen Anwendungsart.

4.3.1. Unipolar

Unipolare Sonden benötigen nur einen Leiter, der meist in Form einer Spirale aus 3 bis 4 Drähten gewendelt ist und einen zentralen Kanal für den Führungsdraht bildet. Die Isolation gegenüber Körperflüssigkeiten besorgt ein Elastomerschlauch aus Silikon oder Polyurethan (Fröhlig et al., 2006, p93).

Die Elektrodenspitze fungiert als negative Elektrode (Kathode) und das Schrittmachergehäuse als positive Elektrode (Anode), bzw. als „indifferenter Pol“. Das elektrische Feld erstreckt sich somit von der distalen Elektrode über den Thorax und die Pektoralismuskulatur bis zum Schrittmachergehäuse (Lindner, 2004, p55).

4.3.2. Bipolar

Bipolar bedeutet, dass sowohl Kathode als auch Anode auf dem distalen Teil der Schrittmachersonde aufgebracht sind, und zwar der negative Pol an der Spitze und der positive als Ringelektrode etwa 3 cm dahinter. Beide Pole liegen somit intrakardial, was einen großen Vorteil gegenüber Beeinflussung durch Störsignale darstellt (Fröhlig et al., 2006).

Die Vorteile der bipolaren Elektrode sind:

• Wie oben erwähnt, verläuft das elektrische Feld intrakardial und nicht über den Thorax wie bei unipolarer Stimulation, was ein großer Vorteil gegenüber Störsignalen im Sensing-Bereich darstellt, z. B. fälschliche Muskelsignale.

• Dasselbe gilt für die Störbeeinflussung durch externe elektromagnetische Felder, z. B. niederfrequente Kaufhausdiebstahlsicherungen (Fröhlig et al., 2006, p208).

• Bei bipolarer Stimulation treten Muskelkontraktionen auch bei hoher Energieabgabe erheblich seltener auf als bei unipolarer Stimulation, da der Stromkreis im Wesentlichen intrakardial verläuft (Lindner, 2004, p59).

Die Nachteile der bipolaren Elektrode sind:

• Sie ist etwas dicker als die unipolare, da sie zwei isolierte Leitungen enthält, was ihre Steifigkeit erklärt und dadurch auch etwas schwieriger zu manipulieren ist.

• Isolationsdefekte treten häufiger auf. • Bei Elektrodenbruch ist sie praktisch nicht zu reparieren. • Im Oberflächen-EKG ergibt sich eine geringere Amplitude des

Schrittmacherspike bei bipoaler Stimulation im Vergleich zu den unipolaren Systeme, so dass diese Spikes oft kaum zu erkennen sind (Lindner, 2004, p56).

Schrittmacher (SM)

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4.3.3. Sensoren (R-Funktion)

Fast alle Schrittmacher bieten die Option der sensorabhängigen Frequenzmodulation, die sogenannte R-Funktion, siehe nächstes Kapitel Schrittmachercode. Der Grund dafür liegt in den großen Vorteilen für die Haemodynamik des Herzens und bedeutet somit einen Gewinn an Leistungssteigerung und Lebensqualität für die Patienten (Fröhlig et al., 2006, p285). Die für die Frequenzmodulation genutzten Signale und Messprinzipien sind vielfältig:

• Aktivität: Ein Piezosensor an der Schrittmacherkapsel setzt Körpervibrationen in elektrische Signale um, die gefiltert, gleichgerichtet und dann weiterverarbeitet werden.

• Beschleunigung: Piezoelektrische oder –resistive Elemente auf dem Chip erfassen Körperbewegungen in anteroposteriorer Vorzugsrichtung.

• Stimulierte QT-Zeit: Dies ist nur möglich bei ventrikulärer Stimulation und verwendet

die Zeit zwischen ventrikulärem Stimulus und negativem Ausschlag der 1. Ableitung des intrakardialen Elektrogramms zwischen 200 und 450 ms nach V-Pace (T-Welle).

• Atemminutenvolumen-Äquivalent MV: Es werden kurze, niederamplitudige

Stromimpulse mit einer Frequenz von ca. 20 Hz, meist zwischen Aggregat und Ring einer bipolaren Sonde, ausgesendet. Die Auswertungen der Spannungsmessungen des wahrgenommen Signals steuern nach komplizierten Berechnungen die Stimulationsfrequenz des Schrittmachers

• Peak Endocardial Acceleration PEA: Eine spezielle Schrittmachersonde trägt an

der Spitze einen gekapselten Piezosensor samt Verstärkerelektronik. Die aufgenommenen Beschleunigungssignale des gesamten Herzens, die während der isovolumetrischen Kontraktion entstehen, bilden das Steuersignal.

• Closed Loop Stimulation CLS: Als Messsignale werden lokale

Impedanzänderungen, ähnlich der MV-Methode genutzt. Die Differenz mehrerer Parameter zwischen aktueller und Referenz-Impedanzkurve, die für jeden zweiten Zyklus gemessen werden, werden über die Zeit unterschiedlich gefiltert (Fröhlig et al., 2006, p286 und Biotronik, 2008).

4.4. SM-Code

Alle heute angebotenen Schrittmacher folgen dem seit 1988 geltenden und 2002 revidierten NBG-Code (North American Society of Pacing and Electrophysiology NASPE / British Pacing and Electrophysiology Group BPEG / Generic Pacemaker Code). Die Einteilung erfolgt in mehreren Gruppen, die mit maximal fünf Buchstaben abgekürzt werden, meistens jedoch nur drei Buchstaben verwenden (siehe Abbildung 12, Wikipedia, 2008). Der erste Buchstabe gibt den Stimulatinsort an. Die Buchstaben orientieren sich dabei an der Lage der Elektroden bzw. der Stimulation. „A“ steht für Stimulation im Atrium, „V“ für Stimulation im Ventrikel, „D“ für Stimulation in Atrium und Ventrikel und „S“ für eine Einkammerstimulation.

Schrittmacher (SM)

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Der zweite Buchstabe gibt den Detektionsort an. Hier werden analog zu oben die Abkürzungen „A“, „V“, „D“ und „S“ und zusätzlich „0“ für keine Detektion verwendet. Der dritte Buchstabe bezeichnet die Betriebsart, wobei man unterscheidet zwischen „I“ für Inhibited, also unterdrückter Impuls, und „T“ für Triggered, für eine Signalabgabe im Ventrikel nach einem im Atrium registrierten Signal. Wenn beide Modi unterstützt werden, verwendet man das Kürzel „D“ für dual und „0“, wenn keiner dieser Modi unterstützt wird. Der vierte Buchstabe beschreibt die Programmierbarkeit, Telemetrie und die Frequenzadaption. „0“ würde bedeuten, dass der Schrittmacher nicht programmierbar ist. Mit „P“ bezeichnet man die Programmierbarkeit von maximal zwei Funktionen und mit „M“, für multi programmable, wenn mehr als zwei Funktionen programmierbar sind. „C“ zeigt die Kommunikationsmöglichkeit an und „R“, für rate modulation, die bereits in 4.3.3 Sensoren erwähnte Möglichkeit, der Anpassung der Schrittmacherfrequenz an ein belastungsinduziertes Signal. Seit der Revision des NBG-Schrittmachercodes 2002 sind „P“, „M“ und „C“ nicht mehr offiziell verwendbar, und außerdem sind diese Funktionen bei jedem modernen Herzschrittmacher eine Selbstverständlichkeit geworden. Der fünfte Buchstabe bezeichnet den Ort der Multisite-Stimulation (Multifokale-). „A“ bedeutet Stimulation an mehr als einer Stelle im rechten Atrium. „V“ steht für die Stimulation an mehr als einer Stelle im rechten Ventrikel oder biventrikuläre Stimulation. „D“ steht für Multisite-Stimulation in Atrium und Ventrikel und „0“ beduetet keine antitachykarde Funktion.

Abbildung 12 Schrittmacher-Code (Wikipedia, 2008)

4.4.1. Schrittmacherfunktionen

Während die Funktionsdaten früherer Schrittmacher nach Implantation nicht mehr veränderbar waren, boten seit Beginn der 70er Jahre Einkammer-Modelle die ersten Programmiermöglichkeiten, die sich anfangs auf die Frequenz beschränkten, später die Impulsspannung, Eingangsempfindlichkeit und Refraktärzeit umfassten und schließlich als „multiprogrammierbare“ Systeme auch die Variation des Erwartungsintervalls und der Impulsdauer erlaubten (Fröhlig et al., 2006, p 146).

Schrittmacher (SM)

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Der Begriff Standardparameter umfasst heute einen ganzen Katalog von Kenngrößen, die in Tabelle 1 nur auszugsweise aufgezeigt werden sollen: Tabelle 1 einige Standardparameter

Vorhof Kammer Refraktärzeit PVARP=

Postventrikuläre A-Refraktärzeit TARP=totale atriale Refraktärzeit

Ventrikuläre Refraktärzeit

Ausblendzeit PVAB=Postventrikuläres A-Blanking PAVB=Postatriales V-Blanking Stimulationspolarität unipolar/bipolar unipolar/bipolar Impulsamplitude A-Amp V-Amp Impulsdauer A-PW V-PW Wahrnehmungspolarität unipolar/bipolar unipolar/bipolar Empfindlichkeit A-Sen V-Sen Stimulationsmodus Stimulationsintervall (Stimulationsfrequenz) Erwartungsintervall AV-Intervall (nach Vorhofstimulation AVI) AV-Intervall (nach Vorhofwahrnehmung PVI) AV-Korrektur (Differenz von AVI und PVI) Sicherheitsfenster (safety window, non-physiological AV delay) Maximalfrequenz (obere Grenzfrequenz, maximum tracking rate, upper rate limit)

4.5. Einkammerschrittmacher

Diese erste Version des Herzschrittmachers (V00, A00, D00) wird heute nicht mehr eingesetzt. Er stimulierte festfrequent und ohne jegliche Detektion entweder den Vorhof oder Ventrikel. Dafür ist nur eine Sonde notwendig, was man unifokal nennt. Dadurch ergibt sich die Gefahr der Stimulation in die vulnerable Phase entweder des Vorhofs oder des Ventrikels. Außerdem konnte keine Synchronität zwischen Vorhof und Ventrikel hergestellt werden (Wikipedia, 2008).

4.5.1. Überwachung (Sensing)

Voraussetzung für einen „Bedarfsschrittmacher“ ist die Wahrnehmung. Daraus hat sich der Begriff der Demandfunktion gebildet. Das bedeutet der Schrittmacher springt nur ein, wenn die Eigenaktion des Herzens eine bestimmte, programmierte Demandfrequenz, von z. B. 60 min -1, unterschreitet. Hier werden also die Eigenaktionen des Herzens beachtet. Man unterscheidet R-Wellen-inhibitierte (VVI) und P-Wellen-inhibierte Schrittmacher (AAI). Im ersten Fall handelt es sich um einen reinen Ventrikeldemandschrittmacher, im zweiten Fall um einen reinen Vorhofdemandschrittmacher. Durch Kombination beider erhält man dann einen Zweikammerdemandschrittmacher, DDI, oder mit Triggern DDD (Lindner, 2004, p67).

Schrittmacher (SM)

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4.6. Zweikammerschrittmacher

Für Zweikammersysteme wurde der Begriff „physiologischer Herzschrittmacher“ verwendet. Gemeint ist damit die Koordination von Vorhof und Ventrikel über eine Vorhof- und Ventrikelelektrode. Beide Elektroden können unipolar oder bipolar ausgestattet sein, ebenso das entsprechende Schrittmachergerät, das die Impulse in Vorhof und Kammer aufeinander abstimmt.

Bifokale Schrittmacher bieten eine große Anzahl an verschiedenen Stimulationsmodi,

wie z. B. die am häufigsten verwendeten DDD und DDI-Modi. Das Hauptprinzip des DDD-Modus ist es die Vorhofwahrnehmung und die

ventrikuläre Stimulation zu synchronisieren. Bei Vorhofeigenaktion wird der atriale Impuls unterdrückt. Dasselbe gilt für den Ventrikel (Lindner, 2008, p89).

Abbildung 13 Stimulation und Wahrnehmung in Vorhof und Ventrikel (DDI); bei DDD zusätzlich Triggerung vom Atrium auf den Ventrikel (Lindner, 2008, p 90)

4.7. Dreikammerschrittmacher

Dreikammerschrittmacher werden zur kardialen Resynchronisationstherapie (CRT), bei asynchronem, kardialem Kontraktionsablauf verwendet. Dies stellt das Krankheitsbild der Herzinsuffizienz dar, mit einer Verbreiterung des QRS-Komplexes auf über 150 ms und einer Ejection Fraction kleiner als 35 %.

Hierzu ist es notwendig eine dritte Sonde, entweder über den Koronarvenensinus,

also endovenös im rechten Vorhof einzuführen, oder epikardial zu befestigen (Fröhlig et al., 2006, p336).

Schrittmacher (SM)

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Abbildung 14 Positionen der drei Elektroden bei Resynchronisationstherapie mit einer endovenösen,

dritten Sonde (Hoppe, 2008)

Bei nahezu allen Patienten werden heute rein transvenöse Elektrodensysteme für die Implantation verwendet. Dies gilt für Ein-, Zweikammer und Resynchronisationsysteme, wobei selbst Defibrillationswendeln in linksventrikulären Koronarvenen positioniert wurden (Fröhlig et al., 2006, p391). Epikardiale Systeme werden nicht mehr verwendet, außer es bestehen venöse Implantationshindernisse (Fröhlig et al., 2006, p336).

4.8. Defibrillatoren ICD

Bei Kammerflimmern erzeugen Defribillatoren ein elektrisches Feld, welches das erregbare Ventrikelmyokard depolarisiert und die Refraktärzeit bereits erregter Zellen soweit verlängert, dass die Fortleitung von Flimmerwellen beendet wird.

Die häufigste Ursache für Kammerflimmern ist ein Myokard-Infarkt. Darüber hinaus

können folgende Umstände laut Fröhlig et al. (2006) zu dieser fatalen Arrhythmie führen:

• zurückliegende Herzinfarkte • akute Myokardischämie (zu wenig oder gar keine Durchblutung) • kongenitale (angeborene) Anlagestörungen des Herzens • Erkrankungen des Herzmuskel (Kardiomyopathien) • genetische Störungen • Elektrolytverschiebungen (Hypokaliämie, Effekte von Natrium- oder

Kaliumkanalblockern, Diuretika) • Störungen des Säure-Basen-Haushalts • Elektrounfälle oder direktes Herztrauma • Ertrinken

AV-Zeit

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5. AV-Zeit

5.1. AV-Zeit-Programmierung

Zweikammer-Schrittmacher sind geeignet, die physiologische AV-Sequenz des Herzens wieder herzustellen. Das Kriterium dabei ist die exakte Abstimmung der atrialen und ventrikulären Mechanik auf der linkskardialen Seite. Weil die elektronische Leitung über den Schrittmacher jedoch rechtskardial etabliert wird, sind für die linksseitige Optimierung neben der Sondenposition die interatrialen und –ventrikulären Leitungsbedingungen zu berücksichtigen.

Da vor allem die Erregungsleitung vom rechten zum linken Vorhof von Patient zu

Patient beträchtlich variiert, lässt sich das AV-Optimum nicht durch empirische Mittelwerte, sondern nur individuell annähern (Fröhlig et al., 2006, p 273).

Ein wichtiger Punkt für die Optimierung des AV-Intervalls ist die Hämodynamik.

Lindner (2004) beschreibt in seinem Buch, dass einer bestimmten Sinusfrequenz ein AV-Intervall zugeordnet werden kann, dass das höchste Herzzeitvolumen hervorruft. Er gibt an, dass das optimale AV-Intervall in Ruhe, statistisch im Mittel zwischen 80 und 150 ms liegt. Unter Belastung ist dieser Wert nur sehr schwierig zu bestimmen. Er ist der Meinung, dass das Echodoppler-Verfahren, die Ergospirometrie und die Messung des Herzzeitvolumens durch die transthorakale Bioimpedanz zuverlässige nicht invasive Methoden sind.

Laut Fröhlig et al. (2006, p273) haben sich aus der Methodenvielfalt drei Verfahren in der Praxis bewährt:

Der Mitralklappen-Doppler hat den Vorteil, die Hämodynamik der linksventrikulären Diastole direkt zu erfassen und den mechanischen Effekt von AV-Zeit-Korrekturen unmittelbar kontrollieren zu können. Er wird auch in der Resynchronisationstherapie eingesetzt.

Das Ösophagus-Elektrogramm (EGM) misst die Leitungsverzögerung zwischen rechtem und linkem Vorhof (LA) und erlaubt, den Ventrikelstimulus in passendem Abstand zur LA-EGM-Deflektion zu positionieren.

Auch aus dem Oberflächen-EKG lässt sich das optimale AV-Intervall annähern. Das Verfahren ist empirischer und arbeitet ohne mechanische Information. In der Praxis hat es sich jedoch als ausreichend erwiesen.

5.1.1. Die „elektronische AV-Überleitung“

Solange eine intrinsische AV-Leitung besteht, bestimmt diese die elektrische und mechanische Abfolge von Vorhof- und Kammeraktion. Erst wenn mit zunehmender Blockierung z. B. des AV-Knotens die ventrikuläre Depolarisation stimulationsabhängig wird, kann die AV-Sequenz durch Änderung des technischen AV-Intervalls manipuliert werden.

Eine rechtsseitige Sondenlage wirkt zuerst auf das rechte Herz, die kardiale

Arbeitsleistung wird allerdings von der linken Seite dominiert. Daher ist das Ziel der AV-Zeit-Optimierung, die bestmögliche Einstellung der linkskardialen Sequenz zu finden (Fröhlig et al., 2006, p273).

AV-Zeit

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5.1.2. AV-Delay und Ventrikelsystole

Wie Kindermann et al. (1997) in ihren Arbeiten zeigen, korreliert die optimale Füllung nicht unbedingt mit der besten Auswurfleistung des Herzens. Es ist nicht gut belegt, dass das AV-Delay, das nach Optimierung des Mitraleinflusses ermittelt wurde, mit der AV-Zeit korreliert, welche das höchste Schlagvolumen bewirkt. Kindermann et al. (1997) führen dies auf Unzulänglichkeiten der eingesetzten Methoden, Mitralklappen-Doppler versus Impedanz-Kardiographie, zurück.

5.1.3. Wer profitiert von der Optimierung der AV-Sequenz

Von Fröhlig et al. (2006) wird der Nutzen der AV-Optimierung sowohl hämodynamisch als auch klinisch nicht einheitlich bewertet. Sie geben aber an, dass folgende Konstellationen nach AV-Zeit-Optimierung verlangen:

• verlängerte PR-Zeit mit vorzeitigem Mitralklappenschluss und aktiver

Vorhofkontraktion bei monophasisch erscheinendem Mitral-Dopplerflussprofil • eingeschränkte systolische LV-Funktion und AV-Block I. Grades • Verkürzung der diastolische Füllzeit auf unter 200 ms, 40 % der Zykluslänge • diastolische Mitralinsuffizienz • linksventrikuläre Relaxationsstörung und • biventrikuläre Stimulation mit aktiver Vorhofkontraktion

5.1.4. AV-Delay bei systolischer Funktionsminderung des linken Ventrikels

Dabei wird versucht, die Herzinsuffizienz bei dilatativer Kardiomyopathie, durch Zweikammer-Schrittmacher mit kurzer AV-Zeit zu behandeln und damit eine Verbesserung der diastolischen Füllung zu erzielen.

5.1.5. Frequenzabhängigkeit der AV-Zeit

Die AV-Zeit reicht vom Ende der A-Welle (Vorhofkontraktion) bis zum Schluss der Mitralklappe mit Beginn der isovolumetrischen Kontraktion (Koglek, 2006, p276). Unter Frequenzanstieg, etwa bei Belastung, verkürzt sich sympathikusabhängig die AV-Überleitung. Grob überschlagen beträgt die Verkürzung der PQ-Zeit im Oberflächen-EKG 5ms bei einem Frequenzanstieg um etwa 10min-1.

Zweikammer-Schrittmacher versuchen das physiologische Leitungsverhalten zu imitieren, indem sie frequenzabhängig das technische AV-Delay verkürzen (Fröhlig et al. 2006, p 276).

5.2. Methoden der AV-Zeit-Optimierung

Laut Fröhlig et al. (2006, p277) sind invasive Methoden zur Bestimmung der bestmöglichen AV-Sequenz außerhalb wissenschaftlicher Studien ungebräuchlich. In der klinischen Praxis orientiert sich das Vorgehen an der Verfügbarkeit bestimmter Methoden, am geforderten Aufwand und der gewünschten Präzision, mit der das AV-Optimum ermittelt

AV-Zeit

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werden soll. Da das Ziel eine optimale Hämodynamik ist, werden grundsätzlich Verfahren vorgezogen, die auf mechanische Parameter der Ventrikelfunktion zurückgreifen. Dabei sind zu unterscheiden

diastolische und systolische Optimierung.

Erstere erfasst die Auswirkung der AV-Zeit-Variation direkt auf die Füllung, letztere

liest die beste Einstellung an der Auswurfleistung des Herzens ab. Da elektrische Parameter an der Oberfläche (EKG), atriale Elektrogramme oder Schrittmachermarker nicht unmittelbar die Hämodynamik reflektieren, erlauben sie nur eine Approximation.

5.2.1. Transmitrale Doppler-Echokardiographie

Neben dem EKG ist die Echokardiografie eine der wichtigsten technischen nichtinvasiven oder semiinvasiven Untersuchungsmethoden des Herzens und mittlerweile unverzichtbarer Bestandteil der kardiologischen Diagnostik.

Mit der Doppler-Echokardiographie wird die Mitralklappenaktivität aufgezeichnet und

analysiert. In Abbildung 15 wird gezeigt, wie sich der zeitliche Abstand, zwischen Mitralklappenschluss (MS) und dem ventrikulären Stimulationsartefakt (SA), bei iterativer Verkürzung der AV-Zeit-Programmierung verändert.

Abbildung 15 Iterative AV-Zeit-Verkürzung (Fröhlig et al., 206, p277)

Bei dieser Messung markiert der Übergang der Kurve in die Horizontale den Punkt,

an dem die Verkürzung des AV-Delays keine Verlängerung der SA --> MS-Intervalls, und damit auch keine der Diastolendauer, bewirkt, sondern die Vorhofkontraktion beschneidet. Damit liegt hier das AV-Optimum zwischen 50 und 80 ms!

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5.2.2. Formel (Ritter – Formel)

Den oben beschriebenen Ansatz wählt die sogenannte „Ritter-Formel“, welche ein Algorithmus ist, bei dem zwei unterschiedliche AV-Zeiten programmiert werden. Der transmitrale Einfluss wird dabei überprüft und die endgültig zu programmierende AV-Zeit nach der sogenannten Ritter-Formel berechnet (Breithardt, 2005). Formel 2 AV-Optimierung nach Ritter

Optimiertes AVD progr. AVD lang – VSMS lang – VSMS kurz AVD......AV-Delay VSMS...Zeitintervall vom Mitralklappenschluss zum Ventrikelspike

5.2.3. Approximation aus dem EKG

Die individuelle Anpassung der AV-Intervalle ist Voraussetzung für die hämodynamischen Vorteile der Zweikammerstimulation. Die bisher angewandten Methoden zur Optimierung der AV-Zeiten, z. B. Echokardiographie, bedingen einen gewissen apparativen Aufwand und sind zeitintensiv. Eine einfache und schnelle Methode ist die approximative Einstellung der AV-Intervalle mit Hilfe des Oberflächen-EKG (Koglek et al., 2004).

Das optimale AV-Intervall (AVI) ist dann gegeben, wenn am Ende der atrialen Kontraktion die Mitralklappe durch den ventrikulären Druckanstieg geschlossen wird. Um dies bei Schrittmacher- Patienten zu erreichen, müssen die individuell unterschiedlichen atrialen und ventrikulären elektrophysiologischen Leitungszeiten berücksichtigt werden. Über das Oberflächen-EKG lassen sich die unterschiedlichen Leitungszeiten feststellen. Die intra- und interatriale Leitungszeit lässt sich vom Beginn des atrialen Stimulus bis zum Ende der P-Welle definieren (Koglek et al., 2005).

Der ventrikuläre Druckanstieg korrespondiert mit der Spitze des stimulierten Kammerkomplexes (Beginn der isovolumetrischen Kontraktionszeit, ISVK) und ist abhängig von der interventrikulären Leitungszeit. Bei 100 Patienten, die keinen Herzschrittmacher tragen, wurde das Intervall vom Ende der P-Welle (linksatriale Erregung, EP) bis zum Gipfel der R-Welle (ISVK) in Ruhe und unter Belastung gemessen und ein altersbezogener Mittelwert von 100ms festgestellt, dieser dient als Normwert, wenn keine Überleitung vorhanden ist. Die approximierte optimierte AV-Zeit ist dann gegeben, wenn das Intervall vom Ende der P-Welle (linksatriale Erregung) bis Spitze stimulierter Kammerkomplex 100ms beträgt (Koglek et al., 2005).

Über einen einfachen Algorithmus lässt sich das optimierte AV-Intervall berechnen:  Es wird ein langes AVI programmiert und das Intervall vom Ende der nativen oder stimulierten P-Welle bis zur Spitze des stimulierten Kammerkomplex (EP/ISVK) bestimmt. Der gefundene Wert EP/ISVK wird nun vom langen AVI abgezogen, die 100ms Normwert werden nun addiert und man erhält das approximativ optimierte AVI (

Abbildung 16). Nach Koglek (2005) kann man das optimale AVD auch aus dem EKG empirisch

ermitteln vom Ende der P-Welle (Ende der linksatrialen Kontraktion) bis zur Spitze der R-Zacke (Beginn der isovolumetrischen Kontraktion). Dieses Intervall liegt altersabhängig zwischen 100 und 120 ms.

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Beispiel mit Berechnungsmethode nach Koglek, (2005): progr. AV-Delay zur Messung 250 ms-EP/ISVKZ -180 ms 70 ms+ Normwert +100 msOptimiertes AV-Delay 170 ms

Abbildung 16 Approximation aus dem EKG (Koglek, 2005)

5.3. Einstellung des AV-Delays

In der Praxis wird eine lange AV-Zeit programmiert und der Abstand zwischen P-Ende und dem Gipfel der R-Zacke vermessen (siehe Abbildung 17). Die optimale AV-Zeit erhält man, indem man das aktuell programmierte AV-Intervall mit dem Betrag korrigiert, um den das Ende der P-Welle (EP) zu R-Zacken-Gipfel (GR) von 100 abweicht (Fröhlig et al., 2006, p281). Formel 3 AVD-Optimierung

| | 100

Abbildung 17 Prinzip der AV-Zeit-Optimierung mittels Oberflächen-EKG (Fröhlig et al., 2006, p281)

Die Wahl einer langen AV-Zeit lässt das Ende der P-Welle vor dem ventrikulären

Stimulus erkennen. Dabei beträgt das Intervall zwischen P-Ende (EP) und R-Zacken-Gipfel (GR) 200 ms. Die gestrichelte Spike-QRS-Kombination zeigt an, wie das EP --> GR-Intervall auf den optimalen Wert von 100 ms verkürzt ist. Das optimale AV-Intervall berechnet sich aus Formel 3.

EP/ISVKZ

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5.3.1. Ösophagus EKG (Ismer, Knorre)

Das Konzept eines aus dem Ösophagus abgeleiteten EKGs ist wurde schon 1906 von Cremer erstmals erwähnt. Bislang wurden ösophageal ableitende, bipolare Elektroden an herkömmliche Oberflächen-EKG-Verstärker angeschlossen, die mit Filtertechniken ausgestattet sind. Die Signale des Ösophagus-EKG können jedoch durch die räumliche Nähe zwischen Herz und Elektrode, aufgrund des geringen elektrischen Widerstandes und aufgrund der besseren Leitungseigenschaften ungefiltert und frei von Artefakten abgeleitet werden (Mächler et al., 1999).

Ismer et al. (2003) zeigt in seinen Arbeiten die Optimierung der AV-Zeit mittels

transösophageal abgeleiteten EKGs. Die Applikation einer bipolaren Ösophaguselektrode erfolgt peroral, etwa 38 cm gemessen ab der oberen Zahnreihe bei einem mittelgroßen Erwachsenen.

Abbildung 18 Bipolare Ösophaguselektrode TOslim (Dr. Osypka GmbH, Rheinfelden) zur Ableitung des linksatrialen Elektrogramms

Zur Eliminierung von Ableitungs-Artefakten, vor allem eine Abgrenzung der

linksatrialen Deflektion von der des Kammerkomplexes, empfiehlt Ismer et al. (2003) eine Filterung mit einem Butterworth-Hochpass und ein Vorschaltgerät für Elektrokardiographen, wie z.B. einen Rostockfilter. Dies alles ist nicht erforderlich, wenn man die Ösophagus-Ableit-Option des Programmers ICS3000 von BIOTRONIK verwendet, der über einen eigenen Anschluss dafür verfügt.

Auch Ismer et al. (2003) beschreibt die Dauer des optimalen AV-Intervalls als „interindividuell“ sehr verschieden. Er führt dies auf beträchtliche Unterschiede in den schrittmacherbedingten interatrialen Leitungszeiten zurück.

In der klinischen Routine sind Verfahren, zur Bestimmung hämodynamischer

Kenngrößen zu zeitaufwendig. Kalkulierende Verfahren orientieren sich dagegen an der einmaligen Messung von Zeitintervallen, wie z. B. das von Ritter et al. vorgeschlagene Verfahren der diastolischen Optimierung mittels dopplerechokardiographischer Darstellung des Mitralklappeneinstromprofils (Ismer et al., 2003).

Laut Ismer et al. (2003) ist das optimale AV-Delay grundsätzlich als Summe folgender

Komponenten definierbar:

• dem implantatbedingten individuellen interatrialem Zeitintervall und • dem individuell optimalen elektromechanischem Intervall

Er führt aus, dass das implantatbedingte interatriale Zeitintervall für VDD- und DDD-Stimulation unterschiedlich ist. Das individuell optimale elektromechanische Intervall lässt sich aus der Differenz zweier echokardiographisch messbarer Zeitintervalle bestimmen. Diese Erkenntnisse lassen sich zur Approximation des optimalen AV-Delays nutzen, bei der auf die Echomessung verzichtet wird. Sie orientiert sich allein an der zeitlichen Stellung der linksatrialen Deflektion in der Ösophagusableitung.

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5.3.2. Peak Endocardial Acceleration (PEA)

Diese Methode steht nur Patienten zur Verfügung, die Träger eines Sorin-Schrittmacher mit BEST (Biomechanical Endocardial Sorin Transducer)-Sonde sind. Das Sensor-Prinzip wurde auf Seite 15, Kapitel Sensoren, besprochen. Die Sonde verfügt direkt hinter der Spitzenelektrode über ein „Akzelerometer“.

Diese Messeinheit nimmt die Translationsbeschleunigung des gesamten Herzens auf

und generiert ein Signal, das stark mit der linksventrikulären Druckanstiegsgeschwindigkeit korreliert.

Der Vergleich zwischen Mitral-Doppler- und PEA-Technik zeigt eine signifikante

Korrelation beider Methoden (r=0,78). Die PEA AV-Optima sind teilweise vergleichbar, teilweise aber auch systematisch länger (Fröhlig et al., 2006, p282).

5.3.3. Spiroergometrie (CO2-Rückatmungsmethode)

Dieses Verfahren, als kardiorespiratorischer Belastungstest etabliert, spielt in der AV-Zeit-Optimierung keine nennenswerte Rolle. Der Grund dafür liegt im hohen Aufwand des Verfahrens und der mangelnden Trennschärfe, welche relative Änderungen der Sauerstoffaufnahme bei der AV-Zeit-Variation besitzen (Modena, 1996).

Als methodische Erweiterung der üblichen Spiroergometrie ist die CO2-

Rückatmungsmethode anzusehen. Hierbei wird unter Steady-State-Belastung das Herzzeitvolumen geschätzt und mit dessen Maximum das AV-Optimum identifiziert (Nowak, 2004).

5.3.4. Impedanzkardiographie

Diese Methode nutzt nicht den diastolischen Einstrom, sondern die Herzauswurfleistung als Kriterium optimaler AV-Zeit-Einstellung. Sie berechnet aus dem Maximum der transthorakalen Impedanzänderung über die Zeit, und der Austreibungszeit des linken Ventrikels, das Schlagvolumen (Kindermann, 2004).

Dieses Verfahren wird von Fröhlig et al. (2006) nicht zur AV-Optimierung empfohlen,

da er eine fehlende absolute Messgenauigkeit beanstandet.

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5.3.5. AV-Zeit Optimierung unter biventrikulärer Stimulation

Ganz entscheidend für den Erfolg einer Resynchronisationstherapie, siehe Kapitel 4.7. auf Seite 18, ist die Optimierung des AV-Delays und damit eine wesentliche Verbesserung der Hämodynamik. Übliche Methode ist hier eine abgewandelte Ritter-Formel, siehe Formel 2 auf Seite 23. Im Unterschied zur alleinigen rechtskardialen Stimulation sind folgende Unterschiede zu beachten (Fröhlig et al., 2006, p283):

• nach Stand der Technik kann das Intervall zwischen rechts- und linksventrikulärer Stimulation (interventrikuläres Delay, IVD) in bestimmten Grenzen variiert werden.

• Nicht selten ergibt sich daraus eine Präexzitation (frühere Erregung des Myokards) des linken Ventrikels.

• Solche Fälle machen das rechtskardiale AV-Delay „zu lang“, verkürzen die rechtsventrikuläre Füllung und bewirken einen vorzeitigen Schluss der Trikuspidalklappe. Eine Änderung des IVD könnte hier zwar Abhilfe schaffen, verbietet sich aber, weil dadurch der linksventrikuläre Synchronisierungsgrad wieder verschlechtert wird.

• Bei biventrikulärer Stimulation unterscheiden sich die Spezifikationen der technischen AV-Delays herstellerabhängig.

Daraus schließt Fröhlig et al. (2006), dass auch für die biventrikuläre Stimulation (BiV)

interindividuell stark variierende AV-Optima gefunden werden, die zwischen 60 und 180 ms betragen können und daher eine Standardeinstellung nicht empfohlen werden kann.

Deneke et al. (2004) beschreiben die optimalen AV-Intervalle im Mittel für rechtsventrikuläre Monostimulation (RV-mono: 75 ± 33 ms) signifikant kürzer als für linksventrikulär (LV) basierte Stimulationsformen (LV-mono: 102 ± 30 ms; BiV: 117 ± 36 ms). Nach Meinung der Autoren erklärt sich dies durch unterschiedliche interventrikuläre Delays für die einzelnen Stimulationsmodi.

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5.4. Methoden verschiedener Hersteller von SM

5.4.1. QuickOpt™ Timing Cycle Optimization

QuickOpt™ verwendet intrakardiale elektrische Signale um die optimalen Intervalle zu ermitteln. Die Korrelation zur Echokardiographischen Messung ist klinisch geprüft. Da sich die Intervalle verändern, ist regelmäßige Optimierung nötig (O’Donnel et al. 2005).

QuickOpt™ ermittelt AV-, PV- und VV-Intervall innerhalb einer Minute. Voraussetzung dafür ist die gleichzeitige Messung der interventrikulären Leitungszeiten durch ein intrakardiales Elektrogramm (IEGM).

Dabei werden die Spitzen der R-Zacken, die ja den Beginn der isovolumetrischen

Kontraktion darstellen, gemessen. Der Mitralklappenschluss wird aus Messung der linksatrialen Leitungszeit, der P-Wellen-Dauer, geschätzt.

Abbildung 19 QuickOpt™-Monitor mit freundlicher Genehmigung der Firma St. Jude Medical durch Marktetingdirektor Hr. Dipl.-Ing. Stefan Roth

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5.4.2. CN-Systems Task Force Monitor

Diese Firma verwendet ihren Task Force® Monitor zur AV-Optimierung. Er ist ein nicht-invasives Diagnosesystem, dass vier Messmethoden vereint:

• kontinuierliche Blutdruckmessung mittels Plethysmographie an einem Finger • synchronisiertes EKG mit vier Ableitungen • kontinuierliche Herzzeitvolumenmessung über Impedanz-Kardiographie • Echtzeit-Evaluierung des autonomen Nervensystems

Abbildung 20 Thorakales elektrischen Impedanz-Kardiographiegerät (TEIC) der Firma CN-Systems

Braun et al. (2005) verglichen in einer Studie mit 64 Patienten die AV-Intervall

Optimierung zwischen dieser transthorakalen Impedanz-Kardiographie mit Doppler-Echokardiographie und kamen zu dem Schluss, dass die transthorakalen Impedanz-Kardiographie eine verlässliche nichtinvasive Methode ist.

Diskussion

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6. Diskussion

Der Ausarbeitung der Grundlagen wurde viel Zeit und Raum gegeben, um jedem Leser eine gute Einführung in das Thema zu ermöglichen. Das gesamte Reizleitungssystem, vom Sinusknoten, über AV-Knoten und HIS-Bündel bis zum Purkinje-Netzwerk wird besprochen. Auch die wichtigsten Störungen des Reizleitungssystems werden aufgezeigt.

Im Kapitel Schrittmacher wird der Leser beginnend vom elektrischen Aufbau über die

Stimulations- und Wahrnehmungsschaltkreise bis zum Stromverbrauch geführt. Wichtige Begriffe wie Rheobase und Chronaxie werden erklärt. Wichtig in diesem Bereich sind auch die zu verwendenden uni- oder bipolaren Schrittmacher-Sonden, mit ihren Vor- und Nachteilen.

Im Bereich Sensoren beginnt das Gebiet der Regelung, nicht mehr nur Steuerung.

Hauptsächlich Piezosensoren oder Impedanzveränderungen werden als Signale herangezogen.

Am Beginn der Schrittmacher-Entwicklung standen die Einkammermodelle, die über die

Zweikammerschrittmacher bis zu Dreikammerschrittmachern und Defibrilatoren weiterentwickelt wurden. Hier beginnt jetzt das zentrale Thema dieser Arbeit mit der AV-Zeit-Optimierung.

Die Zweikammer-Schrittmacher boten als erstes die Möglichkeit der Synchronisierung

von Atrium und Ventrikel. Um diese Abstimmung so genau wie möglich durchzuführen, haben sich drei Verfahren in der Praxis durchgesetzt, bei zu verantwortbarem Aufwand.

Dies sind der Mitralklappen-Doppler, der auch von Ritter in seiner approximierenden

Formel verwendet wird, das Ösophagus-Elektrogramm, für das die Firma Biotronik in ihrem Programmiergerät ICS3000 eine Anschlussmöglichkeit vorsieht, und das Oberflächen-EKG, dass von Koglek verwendet wird.

Meiner Meinung nach bleibt dahingestellt ob, die meist älteren Schrittmacher-Patienten,

eine frequenzadaptierte AV-Optimierung benötigen, oder ob es nicht reicht, dass sie optimal, z. B. auf ein maximales Herzzeitvolumen, eingestellt werden.

Der Ritter-Ansatz verwendet die Doppler-Echokardiographie um bei zwei verschiedenen,

programmierten AV-Zeiten die Auswirkungen auf den transmitralen Einfluss zu überprüfen. Die zu programmierende, optimale AV-Zeit berechnet sich dann sehr simpel nach Formel 2. Ihr Nachteil besteht in dem gewissen Zeitaufwand, der für eine Echokardiographie, ca. eine halbe Stunde, zu leisten ist.

Wesentlich schneller kann Koglek nach dem Oberflächen-EKG seine approximative

Einstellung des AV-Intervalls vornehmen. Auch hier werden zwei AV-Zeiten programmiert und der optimale Wert am EKG vermessen und berechnet, siehe Abbildung 16.

Einen sehr interessanten Ansatz bietet die Ösophagus-Ableitung des linksatrialen

Impulses. Hier wird auch ausdrücklich auf die „Interindividualität“ der optimalen AV-Intervalle hingewiesen.

Die der Vollständigkeit halber aufgezählten Verfahren Peak Endocardial Acceleration

und die Spiroergometrie werden in der Praxis offensichtlich nicht so häufig verwendet.

Diskussion

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Sehr interessant war anhand dreier wichtiger Hersteller, Biotronik, St. Jude Medical (SJM) und CN-Systems, wie die oben beschriebenen Methoden verwendet werden. Biotronik hat, wie bereits oben erwähnt, einen eigenen Anschluss für die Ösphagus-Ableitung vorgesehen. CN-Systems verwendet unter anderem die Impedanz-Kardiogrphie zur Gewinnung wichtiger Signale. Während SJM intrakardiale Signale verwendet um die optimalen Intervalle zu ermitteln.

Abschließend darf ich sagen, dass die Beschäftigung mit der AV-Zeit-Optimierung

äußerst interessant war. Das Thema ist sehr gut beforscht und man findet sehr viel Informationen darüber und könnte hier sicherlich noch sehr viel mehr berichten.

Anhang

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7. Anhang

7.1. Abbildungsverzeichnis

Abbildung 1 Sinusknoten und AV-Knoten mit internodalen Leitungsbündel (Fischer, 1997) .. 5 Abbildung 2 Aktivierung des Vorhofmyokards entspricht der P-Welle im EKG (Fischer, 1997)

.......................................................................................................................................... 6 Abbildung 3 PQ-Intervall im EKG (Fischer, 1997) ................................................................... 6 Abbildung 4 Depolarisation des Ventrikelmyokards entspricht dem QRS-Komlex im EKG

(Fischer, 1997) ................................................................................................................. 7 Abbildung 5 absolute Refraktärzeit (Lindner, 2004, p12) ........................................................ 8 Abbildung 6 Vulnerable Phase (Lindner, 2004, p12) ............................................................... 8 Abbildung 7 typische Schrittmachergröße (mit freundlicher Genehmigung der Firma

Biotronik) ........................................................................................................................ 10 Abbildung 8 Unterschied zwischen den Aktionspotentialen einer Herzmuskelzelle und eines

Schrittmachers (Lindner, 2004, p24) .............................................................................. 11 Abbildung 9 Rheobase und Chronaxie, in halblogarithmische Darstellung (Hirner, 2008) .... 12 Abbildung 10 Elektrisches Schaltbild der SM-Stimulation (Lindner, 2004, p42) .................... 12 Abbildung 11 Wahrnehmunsschaltkreis (Lindner, 2004, p42) ............................................... 13 Abbildung 12 Schrittmacher-Code (Wikipedia, 2008) ............................................................ 16 Abbildung 13 Stimulation und Wahrnehmung in Vorhof und Ventrikel (DDI); bei DDD

zusätzlich Triggerung vom Atrium auf den Ventrikel (Lindner, 2008, p 90) .................... 18 Abbildung 14 Positionen der drei Elektroden bei Resynchronisationstherapie mit einer

endovenösen, dritten Sonde (Hoppe, 2008) ................................................................... 19 Abbildung 15 Iterative AV-Zeit-Verkürzung (Fröhlig et al., 206, p277) .................................. 22 Abbildung 16 Approximation aus dem EKG (Koglek, 2005) .................................................. 24 Abbildung 17 Prinzip der AV-Zeit-Optimierung mittels Oberflächen-EKG (Fröhlig et al., 2006,

p281) .............................................................................................................................. 24 Abbildung 18 Bipolare Ösophaguselektrode TOslim (Dr. Osypka GmbH, Rheinfelden) zur

Ableitung des linksatrialen Elektrogramms ..................................................................... 25 Abbildung 19 QuickOpt™-Monitor mit freundlicher Genehmigung der Firma St. Jude Medical

durch Marktetingdirektor Hr. Dipl.-Ing. Stefan Roth ........................................................ 28

7.2. Tabellenverzeichnis

Tabelle 1 einige Standardparameter ..................................................................................... 17

Anhang

33

7.3. Abkürzungsverzeichnis

AV atrioventrikulär AVD AV-Delay = AV-Intervall BOS Begin of service BPEG British Pacing and Electrophysiology Group bpm Beats per minute BTS Bradykardie-Tachykardie-Syndrom CLS Closed Loop Stimulation (Impedanzveränderungsmessung, Biotronik) CRT Kardiale Resynchronisationstherapie ELT Endless loop-Tachykardie EOS End of service EP/ISVK Intervall vom Ende der nativen oder stimulierten P-Welle bis zur Spitze des

stimulierten Kammerkomplex ES Extrasystole F.MAX/P maximale ventrikuläre Synchronfrequenz (P-Wellen getriggert) F.MAY/S maximale Sensorfrequenz HV Intervall zwischen His-Bündel- und Ventrikelelektrogramm Hz Hertz i.v. intravenös ICD implantierbarer Kardioverter/Defibrillator IVD interventrikuläres Delay IEGM interkardiales Elektrogramm ipm Impulse pro Minute ISVK Beginn der isovolumetrischen Kontraktionszeit KSKEZ korrigierte Sinusknotenerholungszeit LAH linksanteriorer Hemiblock LBBB Linsschenkelblock (Left bundle branch block) LPH linksposteriorer Hemiblock LSB Linksschenkelblock MSKEZ maximale Sinusknotenerholungszeit NASPE North American Society of Pacing and Electrophysiology NBG-Code NASPE/BPEG Generic Pacemaker-Code NMR Nuclear magnetic resonance PEA Peak Endocardial Acceleration (Piezosensor zur Beschleunigungsaufnahme) PMT Pacemaker mediated tachycardia ppm Pulses per minute PSF physiologische Sinusfrequenz PVAB Postventrikuläre A-Blanking PVARP postventrikuläre atriale Refraktärzeit RBBB Rechtsschenkelblock (Right Bundle Branch Block) SA-Block sinuatriale Block SALZ sinuatriale Leitungszeit SI Stimulationsintervall SKEZ Sinusknotenerholungszeit SKS, SSS Sinusknotensyndrom, engl. sick sinus syndrome SM Schrittmacher SMS Skelettmuskelsignal SR Sinusrhythmus SSS Sick-Sinus-Syndrom SVES supraventrikuläre Extrasystole TARP totale atriale Refraktärperiode VES ventrikuläre Extrasystole VSMS Zeitintervall vom Mitralklappenschluss zum Ventrikelspike

Anhang

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7.4. Literaturverzeichnis

7.4.1. Bücher

Böhmeke, Th. (1998). Echokardiographie. Stuttgart: Georg Thieme Verlag. 243.

Ebert, H.-H. (2005). Der Herzschrittmacher-EKG-Lotse. Stuttgart: Georg Thieme Verlag KG. 132.

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