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Originalarbeit

Implantation und Nachsorge von Herzschrittmachern

A. Siebel, P. Höche, V. Bärsch, H. Niecknig, H. Burger
Quelle Kardiotechnik 4-23 Publiziert 31.10.2023 DOI: 10.47624/kt.032.AVWE1589
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Indikationen

Geschichte

Der Zusammenhang zwischen elektrischen Impulsen und dem Herzschlag wurde im 19. Jahrhundert vom italienischen Physiker und Neurophysiologen Carlo Matteucci entdeckt. Um 1930 erfolgten die ersten Versuche mit Herzschrittmachern, aber es sollte ein weiteres Vierteljahrhundert dauern, bis 1958 Ake Senning und Rune Elmquist den ersten Patienten, Arne Larsson, mit dem ersten komplett implantierbaren Herzschrittmacher versorgten. Arne Larsson hat mit Hilfe der Schrittmachertherapie die beiden Entwickler derselben trotz zahlreicher Revisionsoperationen überlebt. Die Entwicklung der implantierbaren Herzschrittmacher hat seitdem einen rasanten Verlauf genommen [1]. Während der erste Senning-Schrittmacher nur 2 Stunden lang therapieren konnte, sind heute Laufzeiten über 10 Jahre Standard. Die Operation hat sich von einem heroischen Versuch der Lebensrettung für den jungen todgeweihten Patienten zu einem Standardeingriff mit kurzer OP-Zeit und niedrigen Komplikationsraten, zumindest in ausreichend trainierten Händen, entwickelt.

Ein therapeutischer Eingriff bedarf jedoch einer Indikation und einer nach vollständiger Aufklärung erfolgten Einwilligung. Indikationen müssen dem Stand der Wissenschaft und den darauf aufbauenden Leitlinien entsprechen. Eine leitliniengerechte Indikation ist Gegenstand der externen Qualitätssicherung, an der in Deutschland alle stationären implantierenden Zentren verpflichtend teilnehmen. Die aktuellen Leitlinien zur Herzschrittmachertherapie der Europäischen Gesellschaft für Kardiologie (ESC) stammen aus dem Jahr 2021, sind frei zugänglich und bilden die Grundlage der Behandlung [2].

Ebenso wichtig wie die Indikationsstellung ist die Beachtung der Kontraindikationen. Häufig werden allein die Gründe für eine Schrittmacherimplantation in den Fokus gerückt. Es besteht die Gefahr, vor allem bei hochbetagten und multimorbiden Patienten, zu übersehen, dass nicht durch Herzschrittmacherimplantation behebbare Ursachen einer niedrigen Lebensqualität oder auch behebbare Kontraindikationen für eine Operation zum geplanten Zeitpunkt (Infekt, Gerinnungshemmung) bestehen.

Indikationen

Patienten mit bradykarden Herzrhythmusstörungen leiden meist an Schwindel, Präsynkopen oder Synkopen, berichten über eine Reduktion der körperlichen Leistungsfähigkeit und leiden oft an einer schnellen Erschöpfung. Mitunter treten diese Beschwerden nur intermittierend auf, so dass die Diagnostik der zugrundeliegenden Rhythmuserkrankung schwierig sein kann.

Die Untersuchungen zur Indikationsstellung umfassen neben einer detaillierten Anamnese, die insbesondere die Situationen der beklagten Beschwerden einschließen sollte, eine EKG-Untersuchung. Finden sich hier keine Hinweise auf eine Herzrhythmusstörung, kann das Zeitfenster der EKG-Analyse durch ein Langzeit-EKG oder einen Eventrekorder erweitert werden. Weiterhin können eine Kipptischuntersuchung, ein Carotisdrucktest, ein Schellong-Test oder auch eine elektrophysiologische Untersuchung (EPU) die zugrundeliegende Rhythmuserkrankung aufdecken. Auszuschließen sind zudem passagere Ursachen, wie etwa eine durch Betablockertherapie induzierte kritische Elektrolytentgleisung oder akute Infektionen, z. B. mit Borrelien. In einem solchen Fall steht das Aussetzen einer kompromittierenden Medikation bzw. die Behandlung der Grunderkrankung im Vordergrund. Weiterhin müssen vor der Entscheidung für eine dauerhafte Herzschrittmachertherapie nicht-kardiale Ursachen ausgeschlossen werden. Diese können zentralnervös bedingt sein oder ihre Ursache in Innenohrerkrankungen haben.

Die häufigsten Diagnosen, die zu einer Schrittmacherindikation führen, sind [3]:

  • Sick-Sinus-Syndrom (SSS)
  • Atrioventrikulärblockierungen (AV-Block)

Eine systematische Einteilung der klinischen Symptome mit den Pfaden zur Diagnosefindung finden sich in der folgenden Abbildung 1.

In Analogie zu dieser Einteilung unterteilt auch die Europäische Gesellschaft für Kardiologie (ESC) die Indikationsklassen in Sinusknotenerkrankungen und AV-Block, und entsprechend ergeben sich die anschließend aufgelisteten Empfehlungen – siehe auch Abbildung 2a + b.

Abb. 2a: Recommendations for pacing in sinus node dysfunction;
Quelle: Aktuelle ESC-Guidelines 2021; European Heart Journal (2021) 00, 1 94 DOI: 10.1093/eurheartj/ehab364
Abb. 2 b: Recommendations for pacing for atrioventricular block; Quelle: Aktuelle ESC-Guidelines 2021;
European Heart Journal (2021) 00, 1 94 DOI: 10.1093/eurheartj/ehab364

Legende:

AF atrial fibrillation

ATP antitachycardia pacing 

AVB atrioventricular block 

DDD dual-chamber, atrioventricular pacing 

EPS electrophysiology study 

SND sinus node dysfunction 

SR sinus rhythm

a Class of recommendation

b Level of evidence

c In asymptomatic narrow QRS complex and 2:1 AVB, pacing may be avoided if supra-Hisian block is clinically suspected (concomitant Wenckebach is observed and block disappears with exercise) or demonstrated at EPS

Abb. 3a + b: Quelle: Burger H. Implantierbare kardiale elektronische Systeme. ZHerz-Thorax-Gefäßchir (2014) 28:249-264; Springer Verlag

Nach Diagnose- und Indikationsstellung zur Herzschrittmacherimplantation muss weiterhin die Entscheidung für ein geeignetes System getroffen werden. Die angefügte Abbildung 3 (a + b) veranschaulicht, welche Varianten bei den entsprechenden Erkrankungen empfohlen werden.

Allgemein sollte die Diagnose gut dokumentiert und der Zusammenhang zwischen den beklagten Beschwerden und der Rhythmusstörung belegt sein. Es muss dem indikationsstellenden Arzt bewusst sein, dass er mit dieser Entscheidung für den Patienten eine zumeist lebenslange Entscheidung trifft, die sorgfältig unter Beachtung der Patientenwünsche, der Gesamtprognose, der Erfolgsaussichten und in der Erwartung auf eine verbesserte Lebensqualität abzuwägen ist. Eine kritische, mit dem Patienten geführte Diskussion und eine gemeinsam getroffene Entscheidung sowie eine entsprechende Dokumentation sind hierbei unerlässlich.

Kontraindikationen

Zu den (behandelbaren) Kontraindikationen zählen:

Akute Infektion

Infektionsquellen sind vor einer Implantation eines Fremdkörpers mit Verbindung zum Endokard (Sonde) unbedingt zu identifizieren und wirksam zu behandeln. Bei einer Keimbesiedlung des Implantats bleibt als einzige therapeutische Option die Explantation, die zusätzlich zur indikationsbegründenden Rhythmusstörung weitere Risiken bringt. Überbrückend kann bei dringendem Stimulationsbedarf alternativ passager eine transkutan via Punktion eingebrachte aktiv-fixierbare Schrittmachersonde (sogenannte „Opfersonde“) eingesetzt werden. Hierbei wird dann außerhalb des Körpers ein Schrittmacheraggregat angekoppelt. Die Weiterverwendung eines zuvor entfernten Aggregates ist möglich, jedoch muss die Stimulationspolarität auf „bipolar“ programmiert und eine automatische Polaritätsänderung verhindert werden.

Lokalanästhetika-Unverträglichkeit

Häufig entsteht der Verdacht auf eine Lokalanästhetika-Unverträglichkeit bei einer zahnärztlichen Behandlung. Wird er danach nicht allergologisch abgeklärt, bleibt eine erhebliche Unsicherheit, die aufgrund der häufigen Kreuzallergien gegen die Verwendung eines weiteren Lokalanästhetikums spricht. In diesen Fällen ist der vollständige Verzicht auf Lokalanästhetika und die Durchführung der Implantation in Vollnarkose als sichere Alternative anzuraten.

Unklarer Gerinnungsstatus

Blutungskomplikationen nach Schrittmacherimplantationen sind häufig und erklären sich nicht allein aus schlechter chirurgischer Qualität bei der Implantation. Der häufige Einsatz von Thrombozytenaggregationshemmern und oralen Antikoagulantien sowie der niedermolekularen Heparine verschärft dieses Problem und ist durch penible intraoperative Blutstillung allein nicht sicher zu beherrschen. Der jeweilige Gerinnungsstatus muss mit Hilfe von Laboranalytik und Medikamentenanamnese beurteilt werden. Die aktuelle Studienlage spricht dafür, manche Antikoagulantien und andere Gerinnungshemmer fortzuführen, da die Komplikationsrate des Bridging mit Heparin größer ist als bei therapeutischer Gerinnungshemmung [4].

Fehlende Einwilligung

Nach dem ausführlichen und dokumentierten Aufklärungsgespräch muss der Patient dem Eingriff zustimmen. Das Aufklärungsgespräch und das Einholen der Einwilligung können durch jeden sachkundigen Arzt geführt werden, auch wenn der Eingriff durch einen anderen Arzt durchgeführt wird. Die Aufklärung und Einwilligung sollte aus Beweissicherungsgründen schriftlich dokumentiert und in der Behandlungsakte abgelegt werden. Der Patient erhält eine Kopie der von ihm unterzeichneten Einwilligungserklärung. Nur bei bewusstlosen Patienten darf von dieser Grundregel für alle medizinischen Maßnahmen abgewichen und auf den mutmaßlichen Willen und einen (Not-)Vertreter ausgewichen werden. Ein wichtiger Aspekt im Rahmen der Aufklärung über eine Schrittmacherimplantation ist die Fahrtüchtigkeit des Patienten und gegebenenfalls ein faktisches Berufsverbot, sollte der Patient nach der Implantation beruflich benötigte Maschinen mit starken Magnetfeldern nicht mehr nutzen (Generatoren, Induktionskochfelder, Baumaschinen, Transformatoren etc.) oder nicht mehr als Berufskraftfahrer tätig sein können.

Infrastruktur

Bei der Implantation von Herzschrittmachern handelt es sich um die Implantation eines Fremdkörpers mit Verbindung zum Endokard. Daher sollten hierbei hohe infrastrukturelle und hygienische Anforderungen erfüllt werden, die in den aktuellen Empfehlungen der DGK und DGTHG beschrieben werden [5]. Folgende Voraussetzungen sind wichtig [6]:

Ausstattung

Die apparativen und instrumentellen Voraussetzungen eines Operationssaales zur Implantation eines Herzschrittmachers umfassen:

  • Elektrisch verstellbarer und durchleuchtungsfähiger Operationstisch
  • Lichtquelle, sowohl stationär und gegen Stromausfall abgesichert als auch mobil (Kopflampe)
  • Diathermiegerät
  • Absaugvorrichtung
  • EKG-Monitoring
  • Unblutige und blutige Blutdruckmessung
  • Oxymetrie
  • Sauerstoff
  • Narkosegerät
  • Externer Defibrillator
  • Intubationsmöglichkeit einschließlich Notfallbesteck bei schwierigen Atemwegen
  • Medikamente und Infusionen zur Schmerzbehandlung und Narkose
  • Instrumentarium
  • Operationstextilien
  • Nahtmaterial
  • Verbandsmaterial
  • Durchleuchtungsgerät und Bildwandler
  • Bilddatenübertragung an das Klinikinformationssystem
  • Herzschrittmacherprogrammiergerät mit Pace-Sense-Analyzer (PSA) zur intraoperativen Messung von Stimulation und Wahrnehmung sowie zur Herzschrittmacherprogrammierung
  • Strahlenschutzmaterial (Bleiweste, Bleischeibe, Bleivorhang)

Ein verstellbarer OP-Tisch ist insbesondere zur Punktion der Vena subclavia und bei vasovagalen Reaktionen des Patienten hilfreich. Die fernsteuerbare elektrische Verstellbarkeit durch das unsterile OP-Personal erleichtert eine schnelle Reaktion auf einen Blutdruckabfall oder die Anforderungen des Operateurs. Die Überwachung von Puls, Sauerstoffsättigung, Elektrokardiogramm und Blutdruck und die optische und akustische Übertragung der Werte bzw. der Verletzung der Alarmgrenzen ist obligat, um zeitnah auf rhythmogene Synkopen oder sonstige Komplikationen wie einen Pneumothorax reagieren zu können. Die möglichen gefährlichen Komplikationen machen die Vorhaltung eines externen Defibrillators, Notfallintubationsbesteck und Notfallmedikamente erforderlich. Der Durchleuchter sollte zur Dosisreduzierung direkt vom Operateur bedienbar sein und die Möglichkeit zur radiologischen Datenübertragung in das Klinikinformationssystem und zum Abruf bereits aufgenommener Sequenzen wie einer Koronarsinus- oder Subclaviadarstellung enthalten.

An chirurgischem Instrumentarium benötigt werden Skalpelle, Scheren, anatomische Pinzetten, Tuchklemmen, gebogene und gerade Klemmen, Wundspreizer, Wundhaken, Kompressen sowie eine feine gefäßchirurgische Schere und Pinzette. Weiterhin bedarf es Gefäße für Lokalanästhetika, Hautdesinfektionsmittel, Kochsalzlösung und Kontrastmittel. Schließlich gehören resorbierbare Fäden der Stärke 3-0 oder 2-0 für die Gefäßligatur und den subkutanen Wundverschluss sowie nicht resorbierbare geflochtene Fäden der Stärke 2-0 für die Sondenfixierung zur Grundausstattung. Für die Hautnaht kommen nicht resorbierbare oder resorbierbare Fäden der Stärke 4-0 zum Einsatz. Auch der Einsatz von Hautklammern ist möglich.

Des Weiteren benötigt man Aggregate, Sonden und steril verpackte Messkabel zur intraoperativen Bestimmung der Reizschwellen, der Wahrnehmung und zur Darstellung des induzierten Verletzungsstromes. Letztere weisen nach einigen Resterilisationen häufig Defekte auf, so dass ein intraoperativer Austausch erforderlich werden kann. Im Falle einer Revision werden unter anderem separat verpackte Schraubendreher, Blindstopfen, Adapter, Ersatzmandrins, Drehhilfen und Reparatursets benötigt. Für das Diathermiegerät ist idealerweise aufgrund der großen Präparationsfläche und der durch Gerinnungshemmer notwendigen aufwendigen Blutstillung eine Rauchgasabsaugung vorzusehen. Zu guter Letzt bedarf es eines Messgerätes (PSA – Pace/Sense Analyzer) für die intraoperative Sondenmessung.

Personelle Ausstattung

Jede medizinische Behandlung muss dem Stand der Wissenschaft und dem Facharztstandard entsprechend von einem ausreichend qualifizierten Arzt durchgeführt werden. Die fachliche Befähigung kann dieser durch Zertifikate nachweisen, die von den beiden deutschen Fachgesellschaften [7] vergeben werden. Sie garantieren eine ausreichende fachliche und praktische Ausbildung, was die Eingriffsqualitäten steigern und die Komplikationsraten reduzieren soll.

Für die Qualifikation der Operateure sind die Anforderung durch die Fachgesellschaften definiert:

Das Curriculum der Deutschen Gesellschaft für Thorax-, Herz- und Gefäßchirurgie aus dem Jahr 2013 [8] definiert ein dreigeteiltes Zertifikat für

  • Basisschrittmachertherapie (Modul 1)
  • Spezielle Herzschrittmachertherapie und ICD-/CRT- und CCM-Therapie (Modul 2)
  • Revisionen bei kardialen elektronischen Rhythmusimplantaten (Modul 3) [9]

So sind für die Operateure folgende Richtzahlen zum Erwerb der Zertifikate nachzuweisen:

Modul I (Schrittmacherimplantation):

  • 75 transvenöse Schrittmacherimplantationen als primärer Operateur unter Anleitung eines erfahrenen Ausbilders, darunter mindestens 40 Zweikammersysteme
  • 25 Aggregatwechsel
  • 250 Schrittmacherkontrollen

Modul II (ICD-, CCM- und CRT-Implantation):

  • 35 transvenöse ICD-, CRT- und/oder CCM-Systemimplantationen
  • 10 Aggregatwechsel bei ICD-, CRT- und/oder CCM-Systemen
  • 80 Kontrollen von ICD- und/oder CRT-Systemen einschließlich Programmierung
  • Kenntnisse der Implantation von epimyokardialen Sonden

Modul III (Extraktionen und Revisionseingriffe):

  • 40 Revisionseingriffe bei Herzschrittmacher-, ICD- und/ oder CRT-Systemen
  • Kenntnisse der Implantation, Revision oder Entfernung von epimyokardialen Sonden

Das Zertifikat hat nach Erwerb eine Gültigkeit von 5 Jahren und kann durch Nachweis von definierten Fallzahlen an Operationen und Nachkontrollen erneuert werden. Fachliche Voraussetzung ist beim ersten Modul (Basisschrittmachertherapie) der Besitz des Facharztes für Innere Medizin, Chirurgie oder Herzchirurgie, beim zweiten Modul (ICD/CRT) der Facharzt für Innere Medizin mit Zusatzbezeichnung Kardiologie, der Facharzt für Chirurgie mit der Facharztkompetenz Herzchirurgie oder der Facharzt für Herzchirurgie, während das Zertifikat für das dritte Modul (Revisionen) ausschließlich an Fachärzte für Herzchirurgie oder Fachärzte für Chirurgie mit der Facharztkompetenz Herzchirurgie vergeben wird.

Systeme

Zur Unterscheidung der Funktionsweise der Systeme wurde international die Nomenklatur nach dem NBG-Code definiert. Dieser lässt die einfache Unterscheidung nach Stimulationsort, Detektionsort und Funktionseigenheit zu. Die nachfolgende Abbildung 4 illustriert dies.

Bei Herzschrittmachern wird zum einen nach der Anzahl der angesteuerten Herzkammern unterschieden, zum anderen nach konventionellen Herzschrittmachern mit epimyokardialen oder transvenösen Sonden und dem Aggregat in einer gesonderten Aggregattasche sowie intrakardialen Herzschrittmachern ohne Sonde - siehe Abbildung 8. Begrifflich wird von Dreikammersystemen gesprochen, wenn beide Hauptkammern (rechter Ventrikel und linker Ventrikel) neben der rechten Vorkammer mit einer Sonde versorgt sind. Insofern ist die Nomenklatur hier verwirrend, da im Hinblick auf die ventrikuläre Resynchronisation auch von „biventrikulären“ oder „Dreikammer“-Systemen gesprochen wird.

  • Einkammerschrittmacher (1K-SM) oder
  • AAI/VVI-Schrittmacher: eine Sonde im rechten Atrium oder im rechten Ventrikel – Abbildung 5
  • Zweikammerschrittmacher (2K-SM) oder DDD-Schrittmacher: eine Sonde im rechten Atrium und eine im rechten Ventrikel – Abbildung 6
  • Dreikammerschrittmacher oder C(ardiac) R(esynchronisation) T(herapy)-P(acer): eine Sonde im rechten Atrium, eine im rechten Ventrikel und eine in einer Herzvene des linken Myokards – Abbildung 7

Zusätzlich gibt es die angehängte Bezeichnung -R, welche für die Integration eines Aktivitätssensors steht. Dieser erfasst die Patientenaktivität und passt die Stimulationsfrequenz des Herzschrittmachers automatisch an das erfasste Aktivitätsniveau an.

Zur Veranschaulichung sollen die folgenden Röntgenthoraxaufnahmen dienen:

Implantation

Zur Implantation von Herzschrittmachern bedarf es neben der Wahl des Systems auch der Wahl der Implantationsseite. Hier gilt es, eine Vielzahl von mehr oder weniger zwingenden Beweggründen gegeneinander abzuwägen. Beim Einsatz unipolarer Sonden ist das Stimulationsfeld zwischen Sonde und Aggregat bei Implantation auf der linken Brustseite günstiger. Auch eine spätere Aufrüstung auf ein Defibrillations- oder CRT-System ist von links einfacher auszuführen und hat ein effektiveres Schock- und Stimulationsfeld zur Folge. Aus hygienischen Gründen verhindert gelegentlich ein in der Vena subclavia sinistra liegender zentraler Venenkatheter eine Implantation auf dieser Seite und zwingt zur kontralateralen Implantation. Weitere Gründe für ein Ausweichen auf die rechte Seite sind die vorangegangene Implantation eines Demers- oder Port-Katheters links präpektoral oder ein Verschluss der Vena subclavia, z. B. in Folge einer Extraktion. Ein häufig präoperativ unbekannter Hinderungsgrund für eine linksseitige Implantation ist eine persistierende obere linke Hohlvene. Zwar kann auch auf diesem Weg das Herz mit Elektroden versorgt werden, es führt aber aufgrund des deformierten Koronarsinus zu Platzierungsproblemen bei den ventrikulären Elektroden. Zu berücksichtigen sind des Weiteren die Präferenzen des Patienten. Je nach dominanter Hand werden viele Patienten und insbesondere Jäger und Sportschützen die kontralaterale Seite für die Implantation bevorzugen.

Das Operationsfeld sollte möglichst klein gehalten werden. Für die Implantation eines Herzschrittmachers genügt ein sichtbares Feld mit einem Durchmesser von 10 cm über dem Sulcus deltoideopectoralis. In der Regel ist zur Implantation die Lokalanästhesie, ggf. in Kombination mit einer leichten Sedierung, ausreichend. Im Falle einer angestrebten submuskulären Aggregatlage (z. B. aufgrund Kachexie des Patienten) kann die tiefere Sedierung und Analgesie erforderlich sein.

Zur Verhinderung perioperativer Infektionen ist die Einhaltung der operativen Sterilität unerlässlich. Hierzu ist es erforderlich, den Eingriff in einer Räumlichkeit der geforderten Reinluftklasse durchzuführen. Die präoperative gründliche Enthaarung und Desinfektion des Operationsgebietes unter Beachtung der notwendigen Einwirkzeit und Desinfektionsmittelmenge und auch die adäquate Antibiotikaprophylaxe (staphylokokkenwirksam, z. B. Cefazolin 1–2 g i. v. oder Flucloxacillin 1–2 g i. v.) 30–60 Minuten vor Hautinzision ergänzen die notwendigen Maßnahmen.

Messung

Für das Ausmessen der Sonden des Herzschrittmachers werden je nach Hersteller ein Programmiergerät mit einem integrierten PSA-Modul oder komplett eigenständige PSA-Geräte eingesetzt. Leider sind dafür je nach Hersteller unterschiedliche Messkabel ohne Kompatibilität untereinander erforderlich. Dennoch gleichen sich die Grundfunktionen aller PSA-Module und ermöglichen die Ausmessung von Standardsonden aller Hersteller. Das Einmessen der Sonden sollte nach Standard unabhängig von den vom Hersteller des Schrittmachers im PSA-Modul hinterlegten Einstellungen erfolgen, um die Anforderungen der gesetzlichen Qualitätssicherung zu erfüllen.

Ausmessen der Sonden

Je nach Art der Sonde (IS-1, IS-4; IS – Industriestandard) werden die Kontakte des Messkabels an die jeweiligen Stimulationskontakte (Kathode und Anode) der Sonde angeschlossen. Sollte es sich um eine unipolare Sonde handeln, wird der zweite Messkontakt (Anode) an die Haut oder an ein metallisches Objekt (Sperrer) mit Kontakt zum Körper des Patienten angeschlossen. Nachdem die Sonde im Herzen verankert wurde, sollte im PSA-Modul ein Verletzungspotenzial erkennbar werden. Dieses ähnelt einem akuten ST-Hebungsinfarkt im EKG und wird durch die Verletzung des Myokards beim Einschrauben der Sonde verursacht. Sollte ein solches Verletzungssignal nicht ableitbar sein, hat die Sonde keinen oder schlechten Kontakt zum Myokard und muss umplatziert werden. Als nächstes wird die Wahrnehmung (Sensing) überprüft. Eine gute Wahrnehmung mit Diskriminationsmöglichkeit ist für die Funktion des Herzschrittmachers wichtig. Ist die Wahrnehmung zu niedrig, kann es zu einer Fehldetektion kommen und der Herzschrittmacher stimuliert im schlechtesten Fall in die vulnerable Phase der Erregungsausbreitung und löst dadurch Kammerflimmern aus. Eine Ausnahme bilden Patienten mit einem AV-Block III° oder mit SA-Block III°: Hier ist es durchaus möglich, dass keine Wahrnehmung gemessen werden kann, da der Patient keinen Herzrhythmus über das primäre (Sinus-Knoten), sekundäre (AV-Knoten) oder tertiäre Schrittmacherzentrum (HIS-Bündel/Purkinje-Fasern) des Herzens erzeugt. Der Wahrnehmungswert eines passageren Schrittmachersignals hat keine Bedeutung, da es sich nur um ein stimuliertes Signal handelt, das bei Entfernung des passageren Schrittmachers sistiert. In der Folge wird die Impedanz der Sonde per Stimulation über das PSA-Gerät bei einem Output von 5,0 Volt über eine Impulsbreite von 0,5 Millisekunden überprüft. Als Standard ist eine Stimulationsfrequenz von 90 Schlägen/Minute bei fast allen PSA-Modulen voreingestellt. Sollte diese nicht ausreichen, erhöht man die Frequenz auf eine Frequenz oberhalb des Eigenrhythmus des Patienten. Ist die Impedanz an zahlreichen Stellen größer als 2000 Ohm, kann die Ursache im Myokard liegen, zum Beispiel im Rahmen einer Pericarditis constrictiva (Panzerherz), oder technischer Natur sein wie bei einem Sondenbruch. Als letztes wird die Reizschwelle der Sonde gemessen. Dafür wird vom PSA-Gerät aus eine Stimulation 5,0V/0,5ms mit ausreichend hoher Frequenz gestartet und schrittweise reduziert, bis diese ineffektiv wird (sogenannter Capture-Verlust). Zusätzlich werden alle Elektroden und insbesondere die linksventrikulären Sonden auf zu große Nähe zum Nervus phrenicus mit einem Output von 10,0 V/0,5 ms getestet, und es wird versucht, einen ausreichenden Sicherheitsabstand zwischen Zwerchfell- und Herzstimulation herzustellen. Eine anhaltende Zwerchfellstimulation kann zum Umplatzieren der Sonden zwingen. Im EKG zeigt sich je nach Ort der Stimulation ein Linksschenkelblock (RV-Sonde), ein Rechtsschenkelblock (LV-Sonde) oder eine P-Welle (RA-Sonde). Eine Ausnahme bildet das HIS-Bündel-Pacing. Im Erfolgsfall zeigt sich hierbei im EKG eine normale Ausbreitung der Reizimpulse auf das Myokard. Allerdings ist HIS-Stimulation schwer zu etablieren und hat häufig hohe Reizschwellen.

Tab. 1: Optimale Messwerte der Sonden

Besonderheiten

Bei den sondenlosen Schrittmachersystemen (sogenannte Leadless Pacer oder TPS-Systeme) wird aufgrund der vollständigen Implantation im rechten Ventrikel die Messung auch bei der Implantation über das Programmiergerät per Funkübertragung durchgeführt, da hier keine Messmöglichkeit über ein Kabel besteht.

Nachsorge

Die erste Kontrolle des Herzschrittmachers sollte 24 Stunden nach der Implantation durchgeführt werden. Dabei werden die Sondenwerte (Wahrnehmung, Impedanz, Reizschwelle) erneut überprüft. Die Kontrolle wird über das zum Herzschrittmacher passende Programmiergerät des jeweiligen Herstellers durchgeführt. Die Normwerte entsprechen den für die Implantation oben genannten Werten.

Die nächste Kontrolle erfolgt innerhalb der nächsten 6 bis 8 Wochen und danach als Routine alle 6 Monate.

Bei beginnender Aggregaterschöpfung des implantierten Herzschrittmachers wird das Kontrollintervall wieder verkürzt. Drei Monate vor endgültiger Batterieerschöpfung zeigen die Aggregate in der Nachsorge das Erreichen des Wechselzeitpunktes an (ERI – Elective Replacement Indication).

Programmierung

Je nach Grunderkrankung und Indikation für die Implantation eines CIED (Cardiac Implantable Electronic Device) sollte eine maßgeschneiderte Programmierung des Systems erfolgen.

Sick-Sinus-Syndrom

Das Sick-Sinus-Syndrom umfasst verschiedene Indikationen, vom SA-Block/Sinusknotenarrest über die chronotrope Inkompetenz bis zum paroxysmalen Vorhofflimmern mit präautomatischen Pausen (Tachykardie-Bradykardie-Syndrom).

Grundsätzlich orientiert sich die Schrittmachertherapie beim Sick-Sinus-Syndrom an der korrelierenden Symptomatik, ein Überlebensvorteil für die Schrittmachertherapie ist hier nicht belegt. Der Ort der Problematik liegt im Vorhof und da unnötige Stimulationen in der Hauptkammer langfristig zu einer Herzschwäche führen können, sollte die Programmierung stets das Ziel haben, eine ventrikuläre Stimulation so weit wie möglich zu vermeiden. Dazu wird bei Zweikammersystemen die AV-Zeit, also die Zeit, welche das Signal für die Überleitung vom Atrium auf den Ventrikel benötigt, angepasst. Je nach Hersteller gibt es zusätzliche Algorithmen (MVP, VIP, IRSplus etc.), um dies zu gewährleisten. Die Aktivierung dieser ist, sofern es sich um ein reines Sinusknoten-Syndrom ohne Beeinträchtigung der AV-Überleitung handelt, in der Regel sinnvoll. Im Falle einer chronotropen Inkompetenz ist zusätzlich die Aktivierung der Sensorfunktion (-R) zur Aktivitätsanpassung der Herzfrequenz wichtig. Unter Vorhofflimmern ist eine atriale Stimulation nicht möglich. Zweikammer-Systeme führen dann den sogenannten „Mode switch“ durch, die automatische Änderung des Betriebsmodus bei Vorhofflimmern in den VVI-Modus, welche die Signaldetektion und Stimulation auf die Hauptkammer beschränkt. Kommt es zur erneuten Konversion in den Sinusrhythmus, schaltet das Aggregat dann wieder zurück in den DDD-Modus. Zwecks Erhalts einer chronotropen Kompetenz ist für diese Fälle auch die Hinzunahme der Sensorfunktion (VVI-R) sinnvoll. Beim Bradykardie-Tachykardie-Syndrom mit langen Pausen ist eine Programmierung ohne R-Modus ausreichend.

AV-Block

Bei atrioventrikulären Blockierungen ist die Überleitung zwischen dem Sinusknoten und dem AV-Knoten beeinträchtigt (AV-Block I° und AV-Block II°) oder vollständig unterbrochen (AV-Block III°). Bei erhaltenem Sinusrhythmus sollte die Programmierung so gewählt werden, dass die Synchronität zwischen dem Atrium und dem Ventrikel erhalten bleibt, dafür ist der DDD-Modus am besten geeignet. Sollte ein permanentes Vorhofflimmern bestehen, ist die Einstellung des VVIR-Modus zu empfehlen.

K Korrespondenz

Dr. med. A. Siebel

Oberarzt Schrittmacher-/ICD-Chirurgie Klinik für Kardiochirurgie

RHÖN-KLINIKUM Campus Bad Neustadt Von-Guttenberg-Straße 11

97616 Bad Neustadt a. d. Saale Tel.: 09771 66-23400

L Literatur

  1. Bimmel in: Osswald et al. Kardiale Rhythmusimplantate, de Gruyter 2019: 2
  2. https://leitlinien.dgk.org/files/01_2021_pocket_leitlinien_herzschrittmacher_.pdf, zuletzt abgerufen am 24.08.2023
  3. https://leitlinien.dgk.org/files/01_2021_pocket_leitlinien_herzschrittmacher_.pdf, zuletzt abgerufen am 24.08.2023
  4. Markewitz in: Fröhlig et al. Herzschrittmacher- und Defibrillator-Therapie, 3. A. Thieme 2020: 281
  5. Butter et al. Empfehlungen zur Strukturierung der Herzschrittmacher-und Defibrillatortherapie – Update 2022. Z Herz-Thorax-Gef.chir. DOI: 10.1007/s00398-022-00524-8
  6. Markewitz in: Fröhlig et al. Herzschrittmacher- und Defibrillator-Therapie, 3. A. Thieme 2020: 280
  7. DGK, Breithardt et al. 2012; DGTHG, Markewitz et al. ZfHTG 2013; 27: 187-188
  8. https://dgthg.de/AG_Herzrhythmusstoerungen, zuletzt abgerufen am 22.09.2023
  9. https://dgthg.de/upload/download/DGTHG_Kriterien_HSM_V2019.pdf, zuletzt abgerufen am 12.07.2023

Supplement

Kinderperfusion in Deutschland 4.0 „Priming“ – AG „Kinder- und Säuglingsperfusion“ der Deutschen Gesellschaft für Kardiotechnik

S. Tiedge2, C. Klüß3, D. Springer4, S. Holder5, S. Scharlipp6, K. Mann7, F. Zulauf8, F. Münch
  1. Kinderherzchirurgische Abteilung Universitätsklinikum Erlangen, Loschgestraße 15
  2. Bern, Schweiz (Direktor: Prof. Dr. M. Siepe)
  3. Leipzig, (Direktor: Prof. Michael A. Borger MD PhD; Bereichsleitung Kinderherzchirurgie: Prof. Dr. Kostelka) Universitätsklinik für Herzchirurgie, Universitätsspital Bern, Herz Gefäss Zentrum, Freiburgstraße 18
  4. Hannover, (Direktor: Prof. Dr. A. Ruhparwar; Bereichsleitung Chirurgie angeborener Herzfehler: PD Dr. A. Horke) Klinik für Kinderherzchirurgie und angeborene Herzfehler, Herz- und Diabeteszentrum NRW, Ruhr Universität Bochum, Georgstr. 11
  5. Bad Oeynhausen, (Direktor: Prof. Univ. (assoc) Dr. E. Sandica) Kinderherzchirurgie am Universitätsklinikum Bonn, Abteilung Kardiotechnik, Venusberg Campus 1, Gebäude 30
  6. Duisburg (Direktor: Prof. Dr. J. Börgermann; Bereichsleitung Sektion Kinderherz- chirurgie und EMAH: Dr. M. Scheid) Herzzentrum Leipzig, Klinik für Herzchirurgie und Kinderherzchirurgie, Abteilung Kardiotechnik, Strümpellstraße 39
  7. Bonn (Direktor: Prof. Dr. B. Asfour) Klinik für Chirurgie angeborener Herzfehler und Kinderherzchirurgie, Deutsches Herzzentrum München, Abteilung Kardiotechnik, Lazarettstraße 36
  8. München (Direktor: Prof. Dr. J. Hörer) Herzzentrum Duisburg, Klinik für Herzchirurgie und Kinderherzchirurgie, Abteilung Kardiotechnik, Gerrickstr. 21
  9. Erlangen, Universität Erlangen-Nürnberg, (Direktor: Prof. Dr. O. Dewald) Medizinische Hochschule Hannover, Klinik für Herz-, Thorax-, Transplantations- und Gefäßchirurgie, Abteilung Kardiotechnik, Carl-Neuberg-Straße 1
Publiziert 13.10.2023
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Originalarbeit

Evaluation of the Frequency and Time Domain Analysis Concepts in the Exploration of the Impact of ECLS during Acute Cardiac Failure Bewertung der Konzepte der Frequenz- und Zeitbereichsanalyse bei der Untersuchung der Auswirkungen von ECLS bei akutem Herzversagen

K. F. Cahyani1, M. Fiebich1, S. Bernhard1, A. Böning2, J.Gehron2
  1. Division of Life Science Engineering, University of Applied Sciences, Giessen, Germany
  2. Department of Adult and Pediatric Cardiovascular Surgery, University Hospital Giessen, Germany
Publiziert 03.09.2025
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Externer Fachartikel im Flipbook

Zusammenfassung

In dieser Studie werden die auf Frequenz- und Zeitbereich basierenden Wellenanalysekonzepte bei der Erforschung der Auswirkungen der ECLS-Anwendung auf den Herzsimulator untersucht. Die Anwendung von ECLS zielt darauf ab, die Funktion des Herzens oder der Lunge bei Patient:innen mit akutem Herzversagen zu unterstützen, indem die Arbeit des Herzens erleichtert wird. Aufgrund des retrograden Flusses, der von der ECLS ausgeht, wird die Arbeitsbelastung des Herzens jedoch größer, was sich akut auf die Gesundheit des Patienten auswirkt, da die Nettoenergie des retrograden Flusses relativ betrachtet größer ist als die des Hauptflusses. In dieser Studie werden zwei neuartige Konzepte verwendet, nämlich die Wellentrennungsanalyse und die Wellenintensitätsmethode, die auf der Analyse im Frequenzbereich bzw. im Zeitbereich beruhen. Diese Studie wird die Machbarkeit beider Konzepte nachweisen, um den Ground-Effekt der ECLS-Anwendung auf das Impedanzmodul und die Phasenverschiebung zu untersuchen, wobei die gesammelten Fluss- und Druckwellensignale mit den beiden oben genannten Methoden quantifiziert und die Ergebnisse anschließend ausgewertet werden. Dies wird es Ärzt:innen und Forscher:innen ermöglichen, die potenziell direkten und schwerwiegenden Auswirkungen der retrograden ECLS-Flussquellen besser zu verstehen, was es der zukünftigen Forschung ermöglicht, das Verfahren und die Technik der ECLS-Anwendung zu verbessern.

SchlüsselwörterWellenintensitätsanalyseWellentrennungsanalyseECLS- Anwendungkardiovaskulärer SimulatorAuswirkungen der ECLS-Anwendung

Abstract

This research examines the frequency and time domain-based wave analysis concepts in the exploration of the impacts of Extracorporeal Life Support System (ECLS) application on the major cardiac simulator. The application of ECLS aims to support the function of the heart or lungs in patients who have acute heart failure, by easing the work of the heart. However, due to the retrograde flow coming from ECLS, the workload of the heart becomes heavier and this affects the patient’s health acutely, caused by the net-energy of retrograde flow which is relatively larger than the main flow. This study will incorporate evidence using two novel concepts, i.e. wave separation analysis and the wave intensity method, which are based on frequency-domain and time-domain analysis respectively. This study will prove the feasibility of both concepts to examine the ground effect of ECLS application on impedance modulus and phase shift, where the collected flow and pressure wave signals will be quantified using both of the above-mentioned methods and the results will then be evaluated. This will enable physicians and researchers to gain a better understanding of the potentially direct and severe effects of ECLS retrograde flow sources, paving the way for future research to enhance the procedure and technique of ECLS application.

KeywordsWave intensity analysiswave separation analysisECLS applicationcardiovascular simulatorimpact of ECLS application

1 Volltext

Introduction

Cardiovascular disease is a broader term for various diseases of the cardiovascular systems. One of them is the acute cardiac failure where the native circulation is unable to achieve hemodynamic stability with sufficient cardiac output and oxygen delivery to the end organs. In these circumstances, extracorporeal circulatory support systems maintain complete cardiac output through femoral venous and arterial vascular access [1]. In other words, extracorporeal life support (ECLS) temporarily takes over the function of the heart in the way of actively draining venous blood and circulating it through an external system with a centrifugal pump and a membrane oxygenator, where it is oxygenated, decarboxylated and the arterial blood is returned to the patient, allowing sufficient flow and thus adequate blood pressure. Despite the gratifying advancements in ECLS and its increased utilization, the procedure remains concomitant with a substantial mortality rate. The contemporary challenge in ECLS is the cannulation which involves the issue of retrograde flow towards the native circulation, characterized by elevated energy transmission. The countercurrent and retrograde extracorporeal flow imposes an increased afterload on the left ventricle, necessitating comprehensive investigation and potential intervention for optimal ECLS support and patient outcomes [2, 3]. However, the impact of ECLS to the wave propagation and arterial impedance of the failing native circulation during ECLS has not yet been discussed in detail. This raises the question of possible negative hemodynamic effects like afterload changes or left ventricular distention caused by ECLS [4, 5]. The underlying mathematically complex phenomenon of these hemodynamic changes require wave intensity analysis as well as the wave separation analysis methods [6-10]. Both methods allow investigating flow phenomena like wave interference, impedance measurements and spatial flow directionality. In principle, both methods will eventually lead to conclusions and mutually uphold the others, yet in practice the two methods are very different. Although these methods may be applied at the bedside, the clinical context allows no adjustment of acute cardiac failure. Therefore, only in vitro methods are capable of systematic investigation with continuous and fast instantaneous adjustment of all stages of cardiac failure. Hydraulic cardiovascular mock loops which comprise the complete arterial and venous vascular tree and paracorporeal assist devices may be used for assessment of these complex phenomena and could show negative flow interactions despite normal hemodynamic conditions [3, 11]. However, as previously described, there are alterations to the hemodynamics in the aorta caused by the application of ECLS that have not been further investigated in more details. Wave analysis and wave separation are capable of capturing underlying wave reflection as well as forward and backward pressure waves beyond normal hemodynamics. The assumption of these changes lies in the energy fluctuation caused by the countercurrent flow source originating from ECLS and opposite to the main native circulation flow. It is believed that the total amount of energy carried by the retrograde flow from the ECLS is substantially larger than the energy from the compromised cardiac output. Beside the unknown amount of energy of the two different flow sources, the ECLS flow may also markedly contribute to increase flow waves and this mass transportation phenomena has not been investigated so far. We, therefore, investigated flow phenomena in the time and frequency domain to mathematically explain energy and flow associated afterload changes during ECLS.

Material and Methods

This research is an in vitro feasibility study based on a validated life sized mock circulatory loop (MCL) developed by the EMPACS (Exploration of the mixing phenomena during interaction of internal and external circulations) team from the University Hospital Giessen [11]. This cardiac simulator is equipped with (1) a cardiac module representing the left and right ventricle driven by two pulsatile paracorporeal 80 ml ventricular assist devices (Excor, Berlin Heart GmbH, Berlin, Germany), and (2) a vascular module which consist of 2 flexible life-sized silicon dummies of the complete major arterial and venous tree with an elasticity module of 3.1–3.4 N/mm2 at room temperature, allowing instationary flow behavior similar to the native circulation. It further consists of resistance elements, flow and pressure sensors and validated compliance chambers for the peripheral and pulmonary circulation allowing continuous adjustment of all stages of normal circulation or complete cardiac failure. [12]. To allow extracorporeal support, an ECLS was connected femoro-femoral to the MCL.

The research methodology in this project will be discussed in detail starting from data collection from the test setup, followed by data processing using filtering to the application of the 2 methods and will then be quantified.

Data Acquisition

In this section, the data acquisition process will be discussed in detail, as the acquired data becomes a crucial element for subsequent data processing and analysis. The data collected for this particular research was conducted in vitro with the EMPACs MCL where the signals were retrieved from mounted sensors that are simultaneously recorded in real-time using MAD App, a special software specifically deployed to record signals on the MCL. The sensors used in this research are a common clinical pressure sensor (Combitrans; B-Braun, Melsungen, Germany) to measure blood pressure and a flow sensor (Sonoflow CO.55 260; Sonotec GmbH, Halle (Saale), Germany) to measure flow rate in large blood vessels, precisely on the descending aorta. While several pressure sensors will also be mounted on several places such as the radial artery, vena cava, left lung, and right lungs to monitor vital pressure on the simulator to replicate the desired real-life patient condition. In addition, the flow rate of the upper and lower extremities will be monitored using a transit time flow sensor (H9XL, Transonic, Ithaca, USA) for the same purpose.

Stages of Cardiac Function under Investigation

(1) Normal cardiac function without extracorporeal support, with a cardiac output at 3.5–4 l/min and an arterial pressure of around 105/75 mmHg, indicating normal conditions.

(2) Cardiac failure requiring ECLS, with a cardiac output at 2 l/min and an ECLS flow of 3 l/min, resulting in a mean pressure range of 60–80 mmHg and a pressure amplitude of 5–15 mmHg, indicating recovery condition 1. These stages were based on previously published data for construction, validation and investigations with the MCL [3 ,11].

Data Filtering

In the signal acquisition from a sensor, it is extremely typical for noise and other artifacts to be recorded, causing the topography signal to be rather unsmooth. The raw signal which is full of noise has to be filtered using a type of filter that gives a more refined topography signal while maintaining the original signal characteristics. The pressure and flow signal data obtained in this study is also considered to be a non-smooth signal, which makes the digital filtering process reasonably necessary and hence the Butterworth filter will be applied to the signals. This is due to a characteristic of this filter that maintains the amplitude response while minimizing signal distortion [13].

To facilitate the analysis of the spectrum and the creation of a standard signal environment, the algorithm for determining the single mean wave will be applied, considering that the acquired signals are quasi-stable and adequate. The characteristics of the pressure and flow signals obtained are periodic signals giving the signals peaks and valleys. This can be advantageous for calculating the mean wave as these points can be used as cutoff points in determining the cycle in a periodic signal, which is the first essential step in calculating the mean wave, where in this study the valley point will be used as a benchmark point. The valley points can be found using the findpeaks function on an inverted signal, where a cycle can be defined as the interval of two consecutive valley points. These cycles will then be interpolated using cubic spline interpolation which allows for an even distribution of data within a normalized time range from 0 to 1. The average waveform of the interpolated cycle signal can finally be determined by taking the average value of each interpolated point, in addition the standard deviation variation of this average waveform can also be easily obtained and visualized thus presenting the stability of the cycles in the signal.

Data Assessment

Wave Intensity Analysis

Wave intensity analysis is a method that aims to look at the composition of forward or backward and compression and decompression forces on a wave [14]. In addition, this section is part of the mathematical approach that will be used for data assessment. In principle, the definition of wave intensity (I) can be described mathematically as follows:

Where dP is the derivation of the pressure signal or pressure change and dU is the velocity change in the wave, whereas dP and dU are successive wavefronts consisting of forward waves marked by subscript ‘+’ and backward waves marked by subscript ‘-’ that are associated with each other and can be decomposed as shown below:

and

By using the water hammer approach, the mass and momentum conservation in each wavefront can be obtained as in the following [14]:

or equivalent

In the context of the above equation, p symbolizes the densityof blood and c is the local wave speed that can be achieved from the measured pressure and flow signals and is the sum of the square method yields over one cardiac period [15]:

The summation of the forward and backward wavefronts can be transformed back into measured pressure and flow in time domain [14]:

and

Wave Separation Analysis

Wave separation analysis or also known as impedance analysis is a method of wave analysis based on a complex mathematical approach by decomposing the signal into its harmonics with a certain frequency [16]. In this research, the two signals that have been acquired, i.e., pressure and flow signals, will be decomposed into their respective harmonics, where the acquired signal that was initially a signal in the time domain will be converted into the frequency domain. This can be represented by separating the signal into sinusoidal components at different frequencies and the outcome is an information about the amplitude and phase of each frequency component of these signals. This concept can be interpreted using mathematical equations on a discrete signal x[n] where n is the total number of samples, but such mathematical computations require complex computations, and in practical implementation, a FFT algorithm is favored [17].

The results of this algorithm, which are the spectrum of amplitude and phase, will be assessed with the fundamental reference [16]. In the context of impedance analysis, this could be mathematically translated that the impedance modulus as the ratio of the corresponding harmonics with their respective phase angle for each frequency, where the impedance will be calculated using this following equation [18]:

The impedance modulus would also represent the input impedance of the arterial system (Zin) which will eventually be combined with its impedance characteristics incorporated by the gradient on the early systole, allowing the reflection coefficient to be written as follows [16, 18]:

Where Zc is a characteristic impedance that can be seen in the average amplitude of the static FFT spectrum [18]. The acquired blood flow and pressure signals consist of forward and backward propagating components due to the arterial properties which differ from a rigid pipe, allowing the blood to bounce back towards the heart. However, in the acquired signal, these components cannot be explicitly perceived, and using the harmonic decomposition of the signal, the forward and backward propagating components in the frequency domain can be quantified [18]. Using the intrinsics relation, both propagating components can be separated using the equation below:

Whereas P is the summation of the pressure from the forward propagating pressure wave Pf and the backward propagating pressure wave Pb [18]. The composition of the forward and backward pressure waves will then be calculated from the equation above as a series of signals in the frequency representation, requiring the reconstruction of the two propagating signals to be restored to the time domain or the original signal using the Inverse Discrete Fourier Transformation (IDFT).

Results

As described in the above section, the data collection will be carried out in vitro on MCL (Mock Circulatory Loop) using EXCOR IKUS as a pumping device. This simulator has been validated to be able to replicate macrocirculation in a condition that is nearly comparable to real patients with some limitations. Below are the filtered and normalized flow and pressure waves retrieved from the MCL compared to single flow and pressure waves from a real patient taken from University of Ghent (personal communication of the authors). An in-depth comparison of the signals with these 2 different environmental sources will be discussed later.

Wave Intensity Analysis

In order to carry out the wave intensity analysis method, the filtered and normalized data where the units of pressure and flow are presented in mmHg and l/min, must be converted to Pascal (Pa) for pressure and to velocity units of m/s for flow data. Both wave signals are also classified as time-varying signals, which allows the derivative of each signal in the interval dt to be calculated, resulting in dP and dU as the derivatives of pressure and flow, respectively. The product of these two derivatives is used to define the wave intensity dI. Similar to the above, mathematical processing will be carried out for each clinical condition and the results will be displayed in the figure below.

Figure 1: The normalized mean waves from the simulator in comparison to the single beat
waves from the real patient

In figure 2, it can be seen that the wave intensity is illustrated in correspondence with the existing literature foundation, the area above the 0 line covered by the wave intensity indicates forward wave compression while the area below the 0-line indicates backward wave compression, which is characterized by positive curves and negative curves bearing the highest and lowest points of the wave intensity itself. The values such as maximum and minimum intensity and the time of occurrence will be recorded as well as data extraction from the visual wave intensity or the product of the two derivatives of pressure and flow signal, will be compiled into table 1 that will simplify further quantification of the data. Wave intensity analysis does not only propose forward and backward compression analysis, but using the equations of 4 and 5, it allows each forward and backward wavefront to be identified, where each wavefront can be transformed back into forward and backward waves in the original time domain. See figure 3 for a detailed overview. The wave forward and wave backward changes obtained using the wave intensity analysis technique provide insight into the mechanical dynamics of the artery as well as the nature of the vascular resistance that affects flow, which can be determined using the separated waves. However, this wave decomposition is also highly dependent on the accuracy of the wave speed determination, which is one of the essential components in the basic mathematical calculations [18]. Therefore, these components will be shown in table 1.

Figure 2: Illustration of the calculated wave intensity in time domain from both defined clinical condition
Figure 3: Forward (green) and backward wave (red) separation from its original signal (blue) obtained using wave intensity analysis methods
Table 1: Extracted values from wave intensity analysis of normal and recovery 1 conditions

Wave Separation Analysis

In this section, we will review another method; this method is the wave separation analysis that has been described in the previous sections. The acquired main signal that will be modelled here will be the same signal with the same filtration and interpolation process as described above. Performing an FFT on these signals and subsequently applying equation 9 will generate the impedance spectral, which has two datasets: the magnitude, and phase shift of the pressure and flow in the frequency domain. The ground frequency of these signals must match the highest magnitude – given that this is a normalized signal, the highest magnitude will always be within 1 Hz.

The dataset components of the FFT for each signal can be further elaborated to examine the separation of the forward and backward waves using equation 11, where the separation of these waves will be displayed in the time domain, hence the IFFT will be required in this equation, where the result can be seen in figure 5.

The characteristic impedance required for the process of implementing this wave separation method will be calculated using one of the approach that has been provided in some literature, namely pressure-flow relationship approach, where the characteristic impedance will be illustrated as the ratio in the early systole which in this study will approximately happen between 100–150 ms and the results are outlined in table 2. Additionally, the reflection magnitude or ΓM will also be derived in this table by extracting the ratio of both maximum separated pressure waves.

Figure 4: Impedance spectral as the outcome of the separation analysis
Figure 5: Forward and backward pressure and flow wave in time domain using wave separation analysis methods
Table 2: Extracted value from wave separation analysis of normal and recovery 1 conditions

Discussion

The mean wave implementation is employed to obtain a single beat from the recorded signal. This single beat is believed to obtain an accurate and efficient result rather than continuous beats that can contribute other significant features in the essential properties of the wave separation analysis, therefore the normalized mean wave for pressure and flow waves for all clinical conditions will be utilized as the main signal source. The mean wave method applied is a signal trimming technique of each cycle based on its lowest point, followed by interpolation. These mean waves from the cardiac simulator were compared with the waves from a real patient under normal conditions, in order to determine any potential variations that may affect further analyses. In figure 1, the illustration of the pressure and flow signals from the cardiac simulator has been set horizontally, and aligned below it is the signal from the patient which should also be noted that these two signals originated from adjacent sources in the major aorta. Despite the validation of this simulator, it still has some limitations in terms of feedback and anatomical features, which can be observed in the morphology of the two flow signals [11]. During the systole process, which is characterized by an incline of blood flow in the aorta, the rate of increment is slightly different between the simulator and the patient where the patient’s rate of increment is slightly more abrupt with a sharper peak followed by a rapid decline in the flow and followed by a fairly constant flow rate in the diastole process, whereas in the simulator, the blood flow rate in the simulator experiences a gradual decline in the diastole process until the end. The main reason for this is due to the lower compliance in the simulator resulting to a less distinctive Windkessel effect, where the high compliance value of the major artery wall serves as an energy reservoir to prevent flow spikes during cardiac pumping. The Windkessel effect is also strongly associated with the relaxation phase of the heart, the pressure drops will be carried over by the constricted aortic wall to maintain steady blood inflow and thus the signal appears as a constant flow. Nevertheless, the signal from this simulator will remain to be used for further analysis along with certain limitations.

The results of the time domain approach, commonly known as wave intensity analysis, aimed to capture the interaction between pressure waves and blood flow in the circulatory system, will be discussed in depth as follows. The mean waves originating from the cardiac simulator were processed using this method which results in a description of how the blood waves move through the artery or the changing rate of wave energy along with the direction of flow in this system called wave intensity, and the results are illustrated in figure 2. While the result of wave intensity looks similar when compared to the other publication on wave intensity, there is a discrepancy as there is a significant forward compression that is not a forward expansion wave or end of ejection wave formed after the major forward compression noted in table 1 as maximum intensity. This is again based on the relative inadequacy of an energy reservoir in the aortic vessel [19]. However, in figure 2a, the major backward compression wave, which is a sign of energy reflection heading back towards the heart, is also observed, despite being minimal at 0.27 seconds.

Intriguingly, the recovery 1 condition in figure 2b shows a distinctive morphology where the maximum value recorded in table 1 is 92 % lower than the maximum intensity in the normal condition. In addition, the minimum wave intensity value also appears somewhat low when compared to other clinical conditions, although if the maximum and minimum wave intensity values in recovery 1 condition were compared, the minimum value has a 20 % share of maximum value. Moreover, figure 2b also shows that the backward compression wave occurs earlier than the forward compression waves and it can also be observed in table 1 that the timing of these two compression waves is reversed with regards to normal clinical conditions. According to the observation, this is due to the retrograde countercurrent flow coming from ECLS, where in figure 3b, a major net energy in the backward wave at the 1.26 second can be identified that managed to suppress the forward left ventricular wave significantly, leading to a shifting of the maximum intensity. Furthermore, due to the constant retrograde flow from ECLS, there is a rise in the second forward wave which is greater than the first forward compression wave, this can be assumed as a description of the afterload of cardiac work caused by ECLS application, however the backward net energy in recovery 1 condition is not greater than the forward energy, but almost equal which is not seen in the normal conditions in table 1. Through the implementation of this method, the afterload on the heart due to the application of ECLS also has a magnitude as listed in table 1, which can provide insight for future research to compare several ECLS parameters to the afterload compression caused by its application, where high and continuous afterload may lead to myocardial fatigue due to high energy required by the heart muscles and this can also cause left ventricular (LV) hypertrophy and complications in the cardiovascular system [20].

This method also offers the separation of waves into forward and backward wavefronts that provide a real illustration of the vascular dynamics in the cardiovascular system. Figure 3a shows the lack of retrograde flow and pressure towards the heart due to the fact that the cardiac simulator is not equipped with Windkessel effect simulation. However, in recovery condition 1 in figure 3b, the installation of ECMO has a significant effect on retrograde flow and pressure, where these are pure cardiac and ECMO circulations regardless of the pressure reservoir of the aortic wall on the simulator. This leads to speculation that the retrograde ECMO application in the simulator equipped with a higher compliance compared to a real patient is likely to cause a higher net compression than the LV compression. This wave separation incorporating time domain analysis is highly effective but also strongly dependent on the value of the local wave speed c, which can be estimated using PU loop method, PWV method or sum of square method [21]. In this study where the data recording was done at a single site and in order to minimize the deviation, the sum of square method is the most desirable option, where the derivatives of the two acquired signals are applied and due to the limitations mentioned, the value of the wave speed appears to be much larger than the normal wave speed (see table 1) [15]. The implementation of an analysis method that aims to examine the dynamics of waves in the cardiovascular system in the frequency domain is often referred to as impedance analysis, where this method is firstly introduced to separate the forward and reflection waves. The quantification process in the frequency domain is written in equation 9 and produces the spectral impedance between pressure and flow waves at each frequency, which describes the characteristics of the entire cardiovascular system. Firstly, the impedance under normal conditions of this simulator depicted in figure 4 will be quantified and compared with the available source. The similarity can be observed that the highest amplitude is located at the ground frequency which indicates the dominance of the resistance system, where the coupling between blood flow and pressure is strongly correlated [22]. In addition, this low frequency system also has a slight capacitance property as depicted in the lower part of figure 4a concerning the phase shift, which is based on the basic theory that ϕZ with a value below 0 is considered as a capacitive behavior system [18]. This capacitive nature of the system remains intact towards intermediate frequencies, however, it should also be pointed out that the phase shift is noticeably smaller than in the available source, this is mainly due to the fact that the vascular wall in the simulator has a low compliance resulting in a less distinctive Windkessel effect observed in normal patient; this is also observed in the results of the time domain method. In figure 4b, the magnitude experiences an amplitude decay which is somewhat similar to exponential decay and illustrates that at high frequencies, approximately above 6 Hz, the magnitude decreases and approaches 0, but the change in phase is seen to increase in its value and appears to be constant at 3 radians which indicates that the dominance of this system is inertial, where certain pressure build-up is necessary to generate the flow [18]. In addition, in normal conditions, the magnitude decline is also shown in recovery 1 conditions (see figure 4b). An interesting feature is that in normal conditions, the maximum magnitude located at the ground frequency is around 4-5 mmHg/(ml/s) while in recovery 1, the impedance magnitude is 10 times bigger, indicating a very high resistance system that may have been caused by the combination of cardiac output and ECLS flow. In the phase shift of the recovery 1 condition, it can also be seen that the inertial properties where pressure buildup is required, appear more often as well as the capacitance properties that appear to be greater than the others, which is notably seen as a normal capacitive value. However, it is necessary to note that the Windkessel function is relatively low in this simulator. Thus, it can be reasonably expected that this might be the effect of the retrograde flow from the ECMO. This could indicate that the energy produced by the retrograde flow is approximately equal to or could possibly even be slightly greater than the native flow of the cardiac output, but this method could not illustrate the magnitude of each energy source.

The implementation of the wave separation method can be further strengthened by the implementation of signal separation where the component impedance characteristic or Zc plays an important role. This method of determining impedance characteristics can be accomplished using two methods where method one is taking the magnitude of the high frequency in the spectral impedance in figure 4 and the pressure-flow relationship where Zc will be obtained from the gradient ratio of pressure and flow in early systole [6]. Figure 5 and table 2 are the results of the implementation of the wave separation method using the characteristic impedance of the pressure-flow relationship. The Zc values in table 2 for normal conditions differ significantly from the literature available on healthy patients [23]. However, the wave separation implementation will still be carried out using the Zc value from table 2. The reflection magnitudes in normal conditions in this method, listed in table 2, also look similar to the reflection magnitudes calculated using the other method listed in table 1. However, in figure 5c and figure 5d, the morphology and amplitude of the signal are significantly different from those in figure 3b, as well as the amplitude of the backward pressure wave, which is very dominating, indicating the presence of flow from other sources that may carry a substantial potential source of energy. Although this enhanced method seems feasible for conditions with adequate signal, it can be stated that the enhanced method of signal separation by incorporating characteristic impedance needs to be re-examined.

Conclusion

Based on the extensive analytical work conducted in this feasibility study, where the main objective is to assess different methods for evaluating the application of a countercurrent acting ECLS to the native circulation, it can be concluded that both methods have great potential and are feasible to be adopted. Despite the limitations of this study, both methods are able to show the effects that arise from the application of ECLS, with their different but complementary results. The wave intensity analysis method introduces information on energy transfer changes, where the afterload effect on the heart can be clearly captured by the energy carried by the opposing blood flow from ECMO, forcing the heart to work harder, and if this continues for a long time, it can lead to myocardial distention and delayed recovery. The extension of this method allows the waveform to be segmented to show the contribution of forward and backward waveforms and quantify the vascular reflection magnitude. In parallel, the wave separation analysis method is able to present the dynamics of waves or the relationship between flow waves and pressure waves in cardiovascular in the frequency domain, which will be quantified by the results of data generated in the Fourier transformation process. Using this method, the behavior of the system can be seen where the signal with ECLS attached to the system has a much larger impedance magnitude which indicates a system with high resistance compared to normal conditions. Moreover, this is also confirmed by the phase shift data observed in impedance spectral in recovery 1 condition, where indications of system inertia appear more frequently in the first 10 frequencies. Similar to wave intensity analysis, this method can also separate the signal into its contributing signal, yet in practice this wave separation is quite difficult to perform on inadequate signal waves. Due to the limitation of the anatomical MCL itself that causes alteration of the signal, the determination of some values will also be influenced, however, this was not thoroughly explored in this study due to time and resource limit. Although this study has shown that these two methods are feasible, there are several recommendations that need to be considered in order to enhance the methods that have been outlined, including evaluating the approach of determining characteristic impedance in further depth in order to apply advanced methods of impedance analysis. In addition, since these two methods are able to evaluate the energy transfer rate as well as how the entire system is behaving, new data sets with different ECLS parameters are needed to determine the effects of ECLS on the cardiovascular system in more detail. Nevertheless, by properly mitigating the limitations of this study, this method has great potential to provide a detailed overview of the application of ECLS to the cardiovascular system that has not previously been discussed in greater depth.

Limitations

In this feasibility study on examining two methods for evaluating the effect of the application of an ECLS on the native circulation performed on a cardiovascular simulator, there are several limitations that are considered relevant to the accuracy of the results and conclusions obtained, i.e.:

  1. Anatomical limitation: the study was performed on a MCL developed by the EMPACS Group that has been clinically validated, where to reproduce the pressure and flow wave has been carried by manually adjusting the MCL driving parameters, which requires familiarity with the model. So it is not uncommon to reproduce the same signal that requires different parameters and may cause irregularities.
  2. Assumptions underlying the selection of the method used in determining the value of the characteristic impedance.

L Literatur

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DOI: 10.1152/physrev.1982.62.2.570. 23. Merillon JP, Fontenier GJ, Lerallut JF, Jaffrin MY, Motte GA, Genain CP, Gourgon RR. Aortic input impedance in normal man and arterial hypertension: its modification during changes in aortic pressure. Cardiovasc Res. 1982;16:646–56. DOI: 10.1093/cvr/16.11.646.

Editorial

Editorial KARDIOTECHNIK 2020/4

Quelle Kardiotechnik 4/2020 Publiziert 27.12.2020 DOI: 10.47624/kt.029.115

1 Volltext

Liebe Leserinnen, liebe Leser, liebe Kolleginnen, liebe Kollegen

Massendaten, die im Angelsächsischen auch salopp big data genannt werden, führen zu einem unüberschaubaren Wust an Datenmengen, die man kaum auseinanderhalten kann und deren Kompatibilität ein interessantes Thema ist.

Lange bevor die Gesellschaft an big data dachte, war ihr bewusst, dass Sachen zueinander passen sollten. Für uns ist es selbstverständlich, dass der Briefbogen nicht erst noch für das Kuvert zugeschnitten werden muss. Als man 1917 die Materialbeschaffung im Maschinenbau vereinheitlichte, war es allerdings noch nicht üblich, dass Teile zueinander passten. So entstand 1918 die DIN 1 für Kegelstifte, die bis 1992 galt und die dafür sorgte, dass man Maschinenteile zusammenfügen konnte.

Im medizinischen Bereich profitieren wir von Standards wie HL7 (Health Level 7 Object Identifier) und DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) und ermöglichen so den Austausch von Parametern und Patientendaten. Allen diesen Standards ist gleich, dass sie Identifikationsmerkmale für die jeweiligen Inhalte haben. So hat auch die Zeitschrift KARDIOTECHNIK seit vielen Jahrzehnten eine International Standard Serial Number (ISSN), zu der man bei der Deutschen Nationalbibliothek weitere Informationen findet und die für regelmäßig erscheinende Zeitschriften Pflicht ist.

Bei der Durchsicht dieses Heftes müsste Ihnen auffallen, dass wir an einigen Stellen wie den Artikeln, dem Journalclub und auch diesem Editorial eine kryptische Zeichenkette aus Zahlen und Buchstaben angefügt haben. Wir haben uns entschlossen, die Zitierfähigkeit unserer Zeitschrift zu verbessern und werden deshalb ab dieser Ausgabe die oben genannten Rubriken der Zeitschrift mit einem digital object identifier (doi) versehen. Dies ist im Gegensatz zur ISSN keine Pflicht, erleichtert aber die Suche nach unseren Inhalten und ermöglicht eine gewissermaßen automatische Eingabe der Metadaten eines Artikels wie Titel, Autor, Zeitschrift, Jahrgang usw. in Literaturverwaltungsprogramme wie Citavi, Endnote, Zotero, Mendeley und andere. Wir alle wissen, wie ermüdend eine händische Eingabe von Literaturangaben sein kann.

Wenn Sie zukünftig die Zeichenkette DOI: 10.47624/kt.029.116 in einer Suchmaschine eingeben, werden Sie Ergebnisse erhalten, die Sie zu unserer Zeitschrift mit den einzelnen Inhalten weiterleiten. Damit Sie Informationen zu den einzelnen Artikeln schneller erfassen können, werden wir das Erscheinungsbild der einzelnen Rubriken ändern: Der Autorenkontakt wird beispielsweise nicht mehr am Ende des Artikels stehen, sondern auf der ersten Seite erscheinen.

Um der Redaktion die Bearbeitung eingegangener Artikel zu vereinfachen, haben wir unseren Zitierstil geändert; zukünftig werden wir den Springer Vancouver Stil verwenden, der im Internet verfügbar ist und die Literaturangaben unseren Vorgaben automatisch anpasst. Wir haben für unsere Zeitschrift in elektronischer Form außerdem noch eine elektronische ISSN (e-ISSN) erhalten, die im Ausland interessanterweise Pflicht ist.

Neben eher technischen Details haben wir organisatorische Dinge wie Verlag, Herausgeber, Gutachterbeirat neugeordnet. Sie können dies im Kopfteil des Inhaltsverzeichnisses erkennen.

Nun aber neben allen Massenund Metadaten und Organisatorischem zum eigentlichen Inhalt dieser Ausgabe: Weichmacher werden seit Jahrzehnten in der Kardiotechnik thematisiert. Praktisch erfühlen wir sie in alten PVC-Schläuchen, klinisch werden diese in unsere Patienten übertragen. Da Einmalprodukte bisher nicht komplett ohne den bekannten Weichmacher Di(2-ethylhexyl)-Phthalat (DEHP) gefertigt werden, können wir einerseits migriertes DEHP in Fremdblutkonserven auswaschen, andererseits führt der Autotransfusionsbeutel erneut zu einer Migration von DEHP. Dies haben Kollegen aus Erlangen eindrucksvoll belegt.

Neben der Chemie sind auch andere praktische Belange wichtig. Unsere Oxygenatoren sind leistungsfähig, kommen aber dennoch an ihre Grenzen. Gerade bei Patienten mit einer hohen Körperoberfläche erreicht der Oxygenator seine Leistungsgrenzen, wird die venöse Drainage erschwert, und erhöhte Systemdrücke könnten die Funktion der korpuskulären Blutbestandteile verändern. Eine Gruppe aus dem Klinikum Vogtareuth hat dies in einer Übersichtsarbeit thematisiert.

Ich wünsche Ihnen viel Spaß beim Lesen dieser zeitgemäß zitierfähigen Ausgabe

Johannes Gehron, Gießen


Journal Club

Journal Club 04-2024

Andreas Teske, Sven Maier, Simon Mayer, Marius Schimmel
Quelle Die Perfusiologie 04-2024 Publiziert 07.11.2024 DOI: 10.47624/dp.033.WSJT2629
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Externer Fachartikel im Flipbook

1 Volltext

Die Verfasser der Journalclubs geben an, dass kein Interessenkonflikt besteht.

Hypothermic Oxygenated Perfusion

of the Donor Heart in Heart Transplantation: The Short-term Outcome from a Randomised, Controlled, Open-label, Multicentre Clinical Trial

F. Rega, J. van Cleemput et al.

The Lancet, Volume 404, Issue 10453, 670 – 682

Der Bedarf an Spenderorganen ist seit Jahren hoch und weitestgehend ungedeckt. Die Standardmethode der statischen & kalten Lagerung ist mit einer Reihe von Nebenwirkungen verbunden, hervorgerufen durch Ischämie, Lagerungsschäden und anaeroben Metabolismus. Dies kann zu Morbidität und Mortalität der Patient:innen beitragen. Eine mögliche Alternative ist die aktive Perfusion des Spenderorgans mittels hypothermer, oxygenierter extrakorporaler Perfusion. Die vorliegende, vom Hersteller (XVIVO) gesponsorte, Multicenterstudie berichtet über den Vergleich der beiden Methoden in acht europäischen Ländern.

In 15 Transplantationszentren wurden erwachsene Kandidat:innen, ohne vorhergegangene Sternotomie für eine Herztransplantation, prospektiv 1:1 randomisiert und das Spenderorgan nach Entnahme entweder mittels kalter Konservierung (SDS) oder hypothermer, oxygenierter Maschinenperfusion (HOPE) transportiert. Das primäre Outcome war dabei die Zeit bis zu einem kombinierten Endpunkt primärer Spenderorgandysfunktion (PGD - primäry Graft Dysfunction) oder herzbezogenem Tod.

Im Studienzeitraum wurden aus 229 Patient:innen 204 in die primäre Analyse eingeschlossen (103 SDS : 101 HOPE). In der

Studiengruppe wurde bei n=19 (19 %) der Patient:innen der primäre Endpunkt registriert, in der Kontrollgruppe mit kalter Konservierung hingegen bei n= 31 (30 %). PGD wurde in 11 (11 %) der HOPE-Gruppe, sowie 29 (28 %) der SDS-Gruppe erfasst. Mittlere und schwere Komplikationen traten ebenfalls in der Kontrollgruppe häufiger auf.

Die Maschinenperfusion konnte mehrheitlich erfolgreich durchgeführt werden und kein Organ der HOPE-Gruppe wurde als nicht-transplantabel eingestuft. Mehrere Gerätekomplikationen wurden detektiert und die Organe mittels kalter Lagerung konserviert und transplantiert.

Wenngleich die Studie nicht den avisierten 60 %-igen Rückgang an Komplikationen zeigen konnte, wird die Studie von den Autor:innen als erfolgreich eingestuft, da bereits die beobachtete 44 %-Risikoreduktion und Analyse sekundärer Outcomes zeigte, dass die Rate primärer Graft-Dysfunktion in der HOPE-Gruppe niedriger ausfiel.

Die Anwendung der hypothermen und oxygenierten Maschinenperfusion für Spenderherzen scheint eine Reihe von Vorteilen in Bezug auf das Patient:innenoutcome mit sich zu bringen. Weitere Studien können ggf. zusätzliche Faktoren betrachten, um die postulierten Vorteile der Maschinenperfusion, insbesondere ggü. langer Ischämiezeiten in kalter Lagerung zu evaluieren. Ebenfalls noch nicht untersucht ist der Einfluss der HOPE-Methode auf Herzen, die von Spender:innen nach Herz-Kreislauf-Stillstand (DCD – Donation after Circulatory Death) gewonnen wurden.

Die HOPE-Methode stellt möglicherweise eine weitere Möglichkeit dar, den logistischen Herausforderungen der Organtransplantation zu begegnen, Folgekomplikationen und somit eine weitere Belastung von Patient:innen und Gesundheitswesen zu verringern.

Andreas Teske, Uttenreuth

Extracorporeal Liver Support Techniques: A Comparison

Riva, A. Marino, T. M. Valetti, G. Marchesi, F. Fabretti 

Journal of Artificial Organs (2024) 27:261–268 DOI: 10.1007/s10047-023-01409-9

online publiziert: 19.06.2023

Extrakorporale Leber-Ersatzverfahren wurden mit dem Ziel entwickelt, die Leber in ihrer Entgiftungsfunktion zu unterstützen, indem das Blut von toxischen hepatischen Molekülen befreit wird. Hierfür sind verschiedene Verfahren verfügbar, von speziell für diesen Zweck entwickelten Verfahren (z.B. Molecular Adsorbent Recirculating System (MARS), Kombination aus Hämodialyse und Adsorption (Prometheus®), gekoppelte Plasmafiltrations-Adsorption (CFPA) oder Plasma Adsorptions Perfusion (PAP)) bis hin zur Hämoadsorption mittels Zytokin-Adsorbern, die auch Bilirubin adsorbieren.

Zum Vergleich verschiedener Verfahren haben die Autor:innen retrospektiv Patient:innen mit Leberversagen verglichen, um die Entgiftungsleistung dieser Verfahren zu bewerten und zu vergleichen. Um die Wirksamkeit der Techniken zu überprüfen, wurden die Massenbilanz und die Adsorption pro Stunde für Gesamtbilirubin, direktes Bilirubin und Gallensäuren anhand der gemessenen Konzentrationen berechnet. Die Massenbilanz stellt die Gesamtmenge (mg oder mcMol) eines aus einer Lösung entfernten Moleküls dar. Sie ist der einzige repräsentative Parameter zur Überprüfung der Reinigungseffizienz eines Systems, da sie nicht von der kontinuierlichen Produktion der Moleküle beeinflusst wird, die im Kreislauf aus den Geweben freigesetzt werden, wie es bei der Reduktionsrate der Fall ist. Die Gesamtadsorption pro Stunde wird durch das Verhältnis zwischen Massenbilanz und der Zeitdauer berechnet und zeigt die Adsorptionsfähigkeit in einer Stunde.

Die Autor:innen untersuchten retrospektiv 39 Patient:innen, von denen 17 mit einem Zytokin-Adsorber (CytoSorb®), 19 mit einer CFPA, und je ein Patient mit MARS, Prometheus und PAP behandelt wurden. Hierbei wurden während der Therapie alle 2 Stunden direkt aus dem extrakorporalen Kreislauf vor und hinter dem Adsorptionssystem Blutproben entnommen, um die absolute Reduktion von Lebertoxinen und deren Adsorptionskinetik zu bestimmen.

Aufgrund der geringen Patient:innenzahlen konzentrieren sich die Autor:innen auf die detaillierte Auswertung der Laborproben der Patient:innen, die mit einem CytoSorb oder mit einer CFPA behandelt wurden. Die Autor:innen konnten zeigen, dass der Hämoadsorber CytoSorb eine signifikant höhere Adsorptionsrate für Bilirubin aufweist. Dies gilt sowohl für das Gesamtbilirubin, als auch für das direkte Bilirubin, gemessen durch die Massenbilanz und die Adsorption pro Stunde. Weiterhin konnten die Autor:innen durch ihre ausführlichen Messungen zeigen, dass der CytoSorb über den gesamten Zeitraum Bilirubin adsorbiert, auch wenn die Adsorptionsrate mit längerer Laufzeit abnimmt.

Zusammenfassend lässt sich sagen, dass die extrakorporale Reinigung bei Leberversagen als nützlich für therapeutische Zwecke angesehen werden könnte. Der Hämoadsorber CytoSorb ist hierbei deutlich leistungsfähiger als andere Verfahren.

Die Autor:innen haben aufgrund der retrospektiven Untersuchung und der geringen Patient:innenzahlen in ihrer Studie bewusst den Fokus nicht auf die Evaluation des klinischen Outcomes der Patient:innen gelegt, sondern sich mit den vorhandenen Daten auf die Analyse der Effektivität der zwei Verfahren konzentriert.

Sven Maier, Freiburg

A Modified Low-priming Cardiopulmonary Bypass System in Patients Undergoing Cardiac Surgery with Medium Risk of Transfusion: A Randomized Controlled Trial

S. Gao, G. Liu, J. Wang, Q. Zhang, J. Wang, Y. Tenga, Q. Wanga,

S. Yan, L. Bian, Q. Hu, T. Wang, W. Yan, B. Ji

Heliyon, Volume 10, Issue 11, e31388 https://doi.org/10.1016/ j.heliyon.2024.e31388

Um den hohen Verbrauch von Fremdblut in der Herzchirurgie zu reduzieren, setzen einige Kliniken auf sogenannte Minimally Invasive Extracorporeal Circulation-Systeme. Sie zeichnen sich durch ein geringeres Primingvolumen und eine reduzierte Fremdoberfläche im Vergleich zu konventionellen Systemen aus, was das Potenzial bietet, den Fremdblutverbrauch zu senken.

In einer randomisierten Studie von Gao et al. wurde gezeigt, dass auch bei offenen Systemen durch eine Reduzierung des Primingvolumens Fremdblut eingespart werden kann. Die Studie verglich ein modifiziertes System mit einem Standard-System. Am modifizierten System wurden vier Hauptmodifikationen vorgenommen: die Verringerung der Schlauchlängen von 663 cm auf 337 cm, die Verkleinerung der venösen Linie von 1/2 auf 3/8 Zoll, die Integration eines arteriellen Filters in den Oxygenator sowie der Einsatz einer vakuumassistierten venösen Drainage und einer Mikroplegie anstelle einer konventionellen Blutkardioplegie. Dadurch konnte das statische Primingvolumen von 1250 ml auf 750 ml (intraoperativ 1600 vs. 1200 ml) reduziert werden.

Der primäre Endpunkt der Studie war die Transfusionsrate, während sekundäre Endpunkte verschiedene inflammatorische Faktoren, perioperative Komplikationen (wie Myokardinfarkt, Lungeninfektion, akutes Nierenversagen und zerebrovaskuläre Ereignisse), die Dauer des Intensivaufenthalts, die Krankenhaussterblichkeit sowie die Gesamtkosten für Intensiv- und Krankenhausaufenthalt umfassten. Insgesamt wurden 351 Patient:innen in die Studie eingeschlossen, davon 175 in der Interventionsgruppe und 180 in der Kontrollgruppe. Bezüglich der demografischen Daten wiesen die Gruppen keine signifikanten Unterschiede auf. Primingvolumen, intraoperative Flüssigkeitsaufnahme und Ultrafiltrationsvolumen waren in der Kontrollgruppe signifikant höher. Der niedrigste Hämoglobinwert war in der Interventionsgruppe signifikant höher (80 vs. 72 g/L; p<0,001).

Die Transfusionsrate in der Interventionsgruppe lag bei 52,6 % im Vergleich zu 63,1 % in der Kontrollgruppe und war statistisch signifikant niedriger (p = 0,046). Bei den sekundären Endpunkten waren die IL-2- und TNF-α-Spiegel in der Interventionsgruppe niedriger. Die übrigen sekundären Endpunkte unterschieden sich nicht zwischen den Gruppen. Außerdem war im postoperativen Verlauf auch das totale Thoraxdrainagevolumen in der Interventionsgruppe signifikant niedriger. Die Studie konnte zeigen, dass durch die Optimierung eines konventionellen Herz-Lungen-Maschinen-Sets und der daraus resultierenden Reduzierung des Primingvolumens Fremdblut gespart werden kann. Da sowohl die inflammatorischen Faktoren niedriger als auch der Abfall der Thrombozyten in der Interventionsgruppe geringer waren, könnte eine Optimierung zusätzliche Vorteile bieten.

Obwohl eine Schlauchlänge von 660 cm sicherlich nicht mehr als state-of-the-art gilt, zeigt die Studie dennoch eindrucksvoll, dass eine Set-Optimierung eine bedeutende Maßnahme zur Reduzierung des Fremdblutverbrauchs darstellt und möglicherweise auch das Patient:innenoutcome positiv beeinflussen kann.

Simon Mayer, Stuttgart

Synthesis of Bioengineered Heparin Chemically and Biologically Similar to Porcine-derived Products and Convertible to Low MW Heparin

M. Douaisi, E. Paskaleva, L. Fu et al.

Proceedings of the National Academy of Sciences (PNAS) 2024 Vol. 121 No. 1417, https://DOI: 10.1073/pnas.2315586121

Heparin ist ein unverzichtbares Medikament zur Behandlung und Prävention von thromboembolischen Erkrankungen wie auch in der Herzchirurgie, insbesondere bei Operationen, die die Verwendung einer Herz-Lungen-Maschine erfordern. Es sorgt für eine zuverlässige und steuerbare Antikoagulation, die das Risiko von Blutgerinnseln minimiert, während seine Wirkung bei Bedarf schnell aufgehoben werden kann.

Der Großteil des derzeit verwendeten Heparins wird aus tierischen Quellen gewonnen, insbesondere aus Schweinedarmmukosa. Dies führt jedoch zu potenziellen Risiken, wie tierische Kontaminationen, begrenztes Angebot mit Einschränkungen in der Versorgungssicherheit, chargenabhängige Variabilität der Wirkung und Glaubenskonflikte. Es besteht daher ein Bedarf an einer zuverlässigen, tierfreien Quelle von Heparin.

Die Autor:innen dieser Studie untersuchen die Synthese von biotechnologisch hergestelltem Heparin, das chemisch und biologisch mit herkömmlichen tierischen Produkten vergleichbar ist. Sie beschreiben einen mehrstufigen Prozess, bei dem genetisch veränderte Mikroben Zuckerbausteine produzieren, die dann durch enzymatische Modifikation und chemische Veredelung in die Struktur von Heparin umgewandelt werden. Ein weiterer wichtiger Teil der Studie ist die Konvertierung des biotechnologisch hergestellten Heparins zu niedermolekularem Heparin durch enzymatische oder chemische Zerlegung der größeren Molekülstrukturen des unfraktionierten Heparins. Das synthetisierte Heparin wurde erfolgreich auf seine biologische Aktivität getestet, insbesondere auf seine Fähigkeit, Antithrombin III zu aktivieren und den Faktor Xa zu hemmen. Die Konvertierung des biotechnologisch hergestellten Heparins zu niedermolekularem Heparin war erfolgreich, und die resultierenden Produkte zeigten eine vergleichbare Antikoagulansaktivität wie handelsübliches niedermolekulares Heparin.

Diese Studie stellt einen wichtigen Fortschritt in der Herstellung von Heparin dar, insbesondere im Hinblick auf die Unabhängigkeit von tierischen Quellen und die Reduktion von Risiken im Zusammenhang mit Tierprodukten. Die Möglichkeit, Heparin biotechnologisch herzustellen, das chemisch und biologisch den derzeitig verfügbaren Produkten entspricht, könnte die Versorgungssicherheit erheblich verbessern. Ob biotechnologisch hergestelltes Heparin breitere Anwendung in der klinischen Praxis erlangen kann, hängt trotz vielversprechender Ergebnisse dieser Studie vor allem von langfristigen Studien zur Sicherheit und Wirksamkeit des Heparins im klinischen Einsatz ab, um potenzielle Nebenwirkungen und Langzeitwirkungen zu evaluieren. Weitere Hürden sind die Herstellungskosten und regulatorische Anforderungen zur Produktion des biotechnologisch hergestellten Heparins.

Marius Schimmel, Freiburg


Das Fachwissensquiz Mai ’26 ist online!

Das Fachwissensquiz von Mai ’26 zum Thema „Fragen aus der klinischen Routine (Teil 1)“ ist online!

Jeden ersten Montag im Monat bietet dir die DGPTM die Gelegenheit, dein Fachwissen auf den Prüfstand zu stellen und aufzufrischen.

Für jedes absolvierte Quiz erhältst du einen halben Punkt zur EBCP-Akkreditierung. Mit regelmäßiger Teilnahme kannst du so bis zu sechs Punkte im Jahr erreichen. Achtung: Hierfür musst Du eingeloggt sein! Den Fortbildungsnachweis findest Du im Mitgliederbereich.

Das DGPTM-Fachquiz ist mehr als nur ein Wissenstest – es ist deine spannende Chance zur Fortbildung.

Viel Freude beim Rätseln!

Das Fachwissensquiz April ’26 ist online!

Das Fachwissensquiz von April ’26 zum Thema „Left Ventricular Assist Device Teil II“ ist online!

Jeden ersten Montag im Monat bietet dir die DGPTM die Gelegenheit, dein Fachwissen auf den Prüfstand zu stellen und aufzufrischen.

Für jedes absolvierte Quiz erhältst du einen halben Punkt zur EBCP-Akkreditierung. Mit regelmäßiger Teilnahme kannst du so bis zu sechs Punkte im Jahr erreichen. Achtung: Hierfür musst Du eingeloggt sein! Den Fortbildungsnachweis findest Du im Mitgliederbereich.

Das DGPTM-Fachquiz ist mehr als nur ein Wissenstest – es ist deine spannende Chance zur Fortbildung.

Viel Freude beim Rätseln!

Das Fachwissensquiz März ’26 ist online!

Das Fachwissensquiz von März ’26 zum Thema „Left Ventricular Assist Device Teil I (Teil 1)“ ist online!

Jeden ersten Montag im Monat bietet dir die DGPTM die Gelegenheit, dein Fachwissen auf den Prüfstand zu stellen und aufzufrischen.

Für jedes absolvierte Quiz erhältst du einen halben Punkt zur EBCP-Akkreditierung. Mit regelmäßiger Teilnahme kannst du so bis zu sechs Punkte im Jahr erreichen. Achtung: Hierfür musst Du eingeloggt sein! Den Fortbildungsnachweis findest Du im Mitgliederbereich.

Das DGPTM-Fachquiz ist mehr als nur ein Wissenstest – es ist deine spannende Chance zur Fortbildung.

Viel Freude beim Rätseln!

Das Fachwissensquiz Februar ’26 ist online!

Das Fachwissensquiz von Februar ’26 zum Thema „Künstliche Intelligenz in der Perfusiologie (Teil 2)“ ist online!

Jeden ersten Montag im Monat bietet dir die DGPTM die Gelegenheit, dein Fachwissen auf den Prüfstand zu stellen und aufzufrischen.

Für jedes absolvierte Quiz erhältst du einen halben Punkt zur EBCP-Akkreditierung. Mit regelmäßiger Teilnahme kannst du so bis zu sechs Punkte im Jahr erreichen. Achtung: Hierfür musst Du eingeloggt sein! Den Fortbildungsnachweis findest Du im Mitgliederbereich.

Das DGPTM-Fachquiz ist mehr als nur ein Wissenstest – es ist deine spannende Chance zur Fortbildung.

Viel Freude beim Rätseln!

Das Fachwissensquiz Januar ’26 ist online!

Das Fachwissensquiz von Januar ’26 zum Thema „Künstliche Intelligenz in der Perfusiologie (Teil 1)“ ist online!

Jeden ersten Montag im Monat bietet dir die DGPTM die Gelegenheit, dein Fachwissen auf den Prüfstand zu stellen und aufzufrischen.

Für jedes absolvierte Quiz erhältst du einen halben Punkt zur EBCP-Akkreditierung. Mit regelmäßiger Teilnahme kannst du so bis zu sechs Punkte im Jahr erreichen. Achtung: Hierfür musst Du eingeloggt sein! Den Fortbildungsnachweis findest Du im Mitgliederbereich.

Das DGPTM-Fachquiz ist mehr als nur ein Wissenstest – es ist deine spannende Chance zur Fortbildung.

Viel Freude beim Rätseln!

Bitte im Mitgliederbereich einloggen – es gibt Neuigkeiten für euch

Daten aktualisieren

Im geschützten Mitgliederbereich könnt ihr ab sofort eure persönlichen Angaben prüfen und aktualisieren. Bitte schaut nach, ob Adresse, E-Mail und weitere Kontaktdaten noch stimmen und ergänzt bei Bedarf eure akademischen Titel, damit wir euch künftig korrekt ansprechen können.

Gehaltsumfrage

Außerdem läuft weiterhin unsere Gehaltsumfrage. Eure Teilnahme hilft, ein realistisches Bild der beruflichen Situation in unserer Berufsgruppe zu zeichnen und Argumentationsgrundlagen gegenüber Kliniken, Politik und Öffentlichkeit zu stärken. Die Umfrage ist anonym und in sehr kurzer Zeit erledigt.

EFN-Barcodes herunterladen

Auf Wunsch könnt ihr euch im Mitgliederbereich auch eure persönlichen EFN-Barcodes anzeigen lassen und ausdrucken. So habt ihr sie für Fortbildungen und Zertifikate jederzeit griffbereit.

Wir freuen uns, wenn ihr euch kurz einloggt, eure Daten auf den neuesten Stand bringt und die Angebote im Mitgliederbereich nutzt.

Preisträger Jahrestagung 2025 und Jubilare der DGPTM

Herzlichen Glückwunsch an die Jubilare der DGPTM und an alle, die einen Preis erhalten haben. Ein ebenfalls großer Dank richtet sich an die Sponsoren der Preise.

Eine Übersicht zu den Abstracts der prämierten Arbeiten befindet sich am Ende des Artikels.

 

Tagungspreis 2025 der DGPTM (Sponsor: free life medical GmbH)

Preisträger: Nicola Kwapil, Universitätsmedizin der Johannes-Gutenberg-Universität Mainz

Auf dem Foto sind von links nach rechts: Sebastian Tiedge, Nicola Kwapil, Rigobert Schnur (von free life) und PD Dr. Alexander Horke

 

DGTHG-Preis Fokustagung Herz 2025 (Sponsor: Dr. Franz Köhler Chemie GmbH)

Preisträgerin: Dr. Claudia Arenz, Universitätsklinikum Bonn

Auf dem Foto sind von links nach rechts: Sebastian Tiedge, Dr. Claudia Arenz, PD Dr. Alexander Horke und Dr. Stefan Fritz (von Köhler Chemie)

 

Nachwuchsförderpreis der Jungen Foren (Sponsor: Dr. Franz Köhler Chemie GmbH)

Preisträgerin: Gloria Nulchis, Universitätsklinikum Tübingen

Auf dem Foto sind von links nach rechts: Sebastian Tiedge, Gloria Nulchis, PD Dr. Alexander Horke und Dr. Stefan Fritz (von Köhler Chemie)

 

Innovationspreis (Sponsor: Eurosets GmbH Deutschland)

Preisträger: Nicola Kwapil, Universitätsmedizin der Johannes-Gutenberg-Universität Mainz

Auf dem Foto sind von links nach rechts: Sebastian Tiedge, Nicola Kwapil, Martin Schmidthöfer (von Eurosets), PD Dr. Frank Münch, PD Dr. Alexander Horke

 

Förderpreise (Sponsor: Terumo Deutschland GmbH)

A: bestbewerteter Originalbeitrag

Preisträger: Simon Mayer, Herzzentrum Klinikum Stuttgart

Auf dem Foto von links nach rechts: Dr. Lars Saemann, Simon Mayer und Tilo Barth (von Terumo)

B: beste Erstveröffentlichung

Preisträger: Lukas Fiebig, Hochschule Furtwangen

Auf dem Foto von links nach rechts: Dr. Lars Saemann, Lukas Fiebig und Tilo Barth (von Terumo)

 

Preisträger zum Josef Güttler Stipendium

Preisträger: Jhonathan Torres Mosquera, Universitätsklinikum Magdeburg

Auf dem Foto mit PD Dr. Frank Münch

 

 

Hier die Jubilare aus diesem Jahr, jeweils mit PD Dr. Frank Münch

50 jähriges: Jürgen Witt

40 jähriges: Stefan Kasseckert, Albert Dick

25 jähriges: Olaf Sillmann (Foto anbei), Holger Schulze Schleithoff, Mathias Opitz (Foto anbei), Joachim Naumann (Foto anbei), Frank-Oliver Große (Foto anbei), Markus Fischer, Andreas Behrendt, Johannes Amberger

 

 

Übersicht zu den Abstracts der prämierten Arbeiten

Tagungspreis 2025 der DGPTM

A-168Kompakter ECMO-Trolley – ein Transportsystem für alle MaterialienNicola Kwapil
(Universitätsmedizin Mainz) (DGPTM)

 

DGTHG-Preis Fokustagung Herz 2025

A-158Pulmonalklappendilatation bei frühsymptomatischer Fallot-Tetralogie: Erste palliative Maßnahme und Einfluß ballonbedingter Klappeneinrisse auf die chirurgische StrategieDr. Claudia Arenz (Universitätsklinikum Bonn) (DGTHG)

 

Nachwuchsförderpreis der Jungen Foren

A-174Über die allometrischen Interaktionen der fraktalen Eigenschaften des kardiovaskulären Gefäßsystems und dem Hagen-Poiseuille’schen Gesetz. Erkenntnisse aus einem mathematischen Modell und der Simulaiton per Computational Fluid Dynamics für Bypässe.Gloria Nulchis
(Universitätsklinikum Tübingen)

 

Innovationspreis

A-167Kinder ECMO Fahrtrage 2.0 – eine standardisierte Lösung für DeutschlandNicola Kwapil
(Universitätsmedizin Mainz) (DGPTM)

 

 

Credits der Fotos:

DGPTM/Klindtworth

Der „Maschinist“ im Saal. Die Arbeit von Perfusionist:innen (Zeitungsartikel)

Im Operationssaal gibt es eine Berufsgruppe, die nie direkt am OP-Tisch stehen und doch überlebenswichtig in ihrer Tätigkeit sind: die Perfusionist:innen. Während das Operationsteam am Herzen arbeitet, steuern sie die Herz-Lungen-Maschine, überwachen Blutfluss, Sauerstoffsättigung und zahlreiche Laborwerte und sorgen dafür, dass der Körper des Patienten auch dann optimal versorgt bleibt, wenn Herz und Lunge vorübergehend stillstehen. Ihre Arbeit verbindet hochpräzise Medizin mit komplexer Medizintechnik – entscheidend dafür, dass solche Eingriffe überhaupt möglich sind.

Zeitungsartikel Donaukurier Geschichte aus dem OP Saal

Willkommen zur neuen Webseite

Nach über einem ¾ Jahr der Planung, intensiven Meetings, Codierung und Schreibarbeit ist am 13.01.2025 ist unsere neue Website live gegangen und wir sind stolz, hier ein neues Zuhause für unsere Mitglieder geschaffen zu haben. Zukünftig soll sie zur zentralen Plattform des Austauschs in unserer Community werden. Dafür arbeiten wir im Hintergrund an spannenden Erweiterungen.

Ein Highlight wird ein eigener „News“-Bereich sein, der euch stets über aktuelle Entwicklungen rund um Perfusion und technische Medizin informiert. Schaut regelmäßig vorbei und bringt euch ein – wir freuen uns auf eure Anregungen!