Richter, Jost Wigand : Auswirkungen der Ultrafiltration auf die Lungenfunktion bei Kindern nach Korrektur eines angeborenen Herzfehlers

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Kapitel 2. Wissenschaftlicher Hintergrund

Nachfolgend werden sowohl das Prinzip der Herz-Lungen-Maschine als auch die bestehenden Methoden der Ultrafiltration dargestellt. Die bestehenden Zusammenhänge zwischen bypassassoziierter extravasaler Flüssigkeitsakkumulation und Veränderung der Lungenfunktion sowie die Grundlagen der Lungenfunktion und deren Bestimmung werden erläutert.

2.1 Kardiopulmonaler Bypass

Zu der seit den frühen sechziger Jahren zu verzeichnenden kontinuierlichen Verbesserung der Operationsergebnisse kongenitaler Herzfehler hat nicht zuletzt die Verbesserung des kardiopulmonalen Bypassmanagements beigetragen. Das wurde einerseits durch eine Weiterentwicklung der Bypasskomponenten und andererseits durch ein besseres Verständnis der pathophysiologischen Zusammenhänge des kardiopulmonalen Bypasses möglich [1].

2.1.1 Technik

Bypasskreislauf

Um am Herzen arbeiten zu können und um einen größeren Blutverlust sowie eine Luftembolisation zu verhindern, wird das Herz sowie der Lungenkreislauf von der normalen Kreislaufzirkulation abgeklemmt. Beide Funktionen werden maschinell überbrückt. Das dabei verwendete Grundprinzip des kardiopulmonalen Bypasses ist in Abbildung 1 dargestellt. Der Anschluß des Patienten an die Herz-Lungen-Maschine erfolgt venös mittels Spezialkanülen; in der Regel über die Vena cava superior sowie die Vena cava inferior. Das venöse Blut wird über ein Schlauchsystem (1) zu dem venösen Reservoir (2) abgeleitet. Von dort aus gelangt es über die Pumpeneinheit (3) (Roller- oder Zentrifugalpumpe) zum Oxygenator (4) (in der Regel Membranoxygenatoren), der häufig mit einem Wärmeaustauscher kombiniert ist. Das oxygenierte Blut wird dann mit dem Schlauchsystem und einer Spezialkanüle (5) wieder in den Patientenkreislauf über die Aorta ascendens eingeleitet. Dabei sollten Größe und Volumen des


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Bypasskreislaufes so klein und die Biokompatibilität der verwendeten Komponenten so hoch wie möglich sein [33].

Abbildung 1: Prinzip des kardiopulmonalen Bypasskreislaufes

Priming

Zur Vermeidung einer Luftembolisation zu Beginn des maschinellen Bypasskreislaufes muß das gesamte System mit Flüssigkeit, dem sogenannten Prime-Volumen, vorgefüllt werden. Das notwendige Prime-Volumen kann insbesondere bei Neugeborenen und Säuglingen das zwei- bis dreifache des körpereigenen Blutvolumens betragen (Abbildung 2) [1]. Daher gewinnen das Design sowie die Größe des Bypasskreislaufes eine besondere Bedeutung im Bypassmanagement sehr kleiner Kinder.


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Abbildung 2 Verhältnis des Blutvolumens des Patienten zu Prime-Volumen und Patientengröße, nach Elliott [33]

Hinsichtlich der Zusammensetzung dieser Prime-Flüssigkeit bestehen kontroverse Meinungen sowohl in Bezug auf den während des Bypasskreislaufes angestrebten Hämatokrit, den kolloid-osmotischen Druck, aber auch hinsichtlich der Notwendigkeit von Zusätzen wie Bikarbonat (als Puffersubstanz), Mannitol (Stimulation der osmotischen Diurese), Steroiden (Membranstabilisierung) oder Heparin (Antikoagulation) [27, 28, 33]. Diskutiert wird auch über die Temperatur, mit der der Bypass durchgeführt werden soll [ 27 , 28 , 33]. Als Grundbestandteil der Prime-Flüssigkeit kommen kristalloide Lösungen zur Anwendung [ 29 , 30 ]. Zusätzlich werden auch kolloidale Lösungen verwendet, wobei vor allem Humanalbumin, Frischplasma sowie synthetische Kolloide wie Dextrane, Hydroxyethylstärke und Gelatinepräparate eingesetzt werden [ 31 ]. Um nach Anschluß des kardiopulmonalen Bypasses eine exzessive Hämodilution zu verhindern und einen adäquaten Hämatokrit (in der Regel werden Hämatokritwerte über 20% angestrebt) aufrecht zu erhalten, ist der Einsatz von Blutpräparaten nahezu unumgänglich [1]. Der Zusatz von Blutkonserven zur Prime-Flüssigkeit hat aber neben den mit einer Blutgabe prinzipiell verbundenen Infektionsrisiken (insbesondere Hepatitiden, HIV-Infektion) auch wichtige metabolische Auswirkungen [1]. Mit der Gabe von CPD- (Zitrat-Phosphat-Dextrose) behandeltem Blut ist gleichzeitig auch eine hohe Natrium-, Kalium-, Glucose- und Lactatgabe assoziiert, deren Konzentrationen außerdem von der Lagerzeit des Blutes ungünstig beeinflußt werden [ 32 ]. Insbesondere zu Bypassbeginn kann es so zu einer sehr unerwünschten metabolischen Belastung des Patienten kommen.


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Hypothermie

Häufig erfolgt die Durchführung des kardiopulmonalen Bypasses in Hypothermie [ 33 ]. Die Absenkung der Körpertemperatur soll den metabolischen Umsatz und damit den Sauerstoff- und Nährstoffbedarf der Organe, insbesondere des Gehirns, reduzieren. Das wiederum macht den Einsatz geringerer Flußgeschwindigkeiten bzw. längere Bypasszeiten an der Herz-Lungen-Maschine und somit einen geringeren venösen Rückfluß zum Herzen möglich, wodurch sich verbesserte Operationsbedingungen ergeben. Die Starttemperatur der Prime-Flüssigkeit ist ebenfalls von Bedeutung. Grundsätzlich bestehen hierbei zwei unterschiedliche Meinungen. Einerseits wird, von einer Starttemperatur von 25°C bis 30°C ausgehend, eine stufenweise langsame Senkung der Bypasstemperatur vorgeschlagen, um eine einheitliche Verteilung des Blutflusses, insbesondere zum Gehirn, zu erreichen [1]. Andererseits wird auch das sogenannte Crash-Cooling diskutiert, wobei die Prime-Flüssigkeit zu Beginn des Bypasses zwischen 4°C und 10°C gehalten und so eine schnellere und gleichförmigere Kühlung des gesamten Körpers ermöglicht wird [1]. Die durch den Temperaturabfall bedingte Steigerung der Blutviskosität, mit einer damit verbundenen möglichen Störungen der Mikrozirkulation, wird durch die entsprechende Hämodilution verhindert [33].

Systemische Nebenwirkungen des kardiopulmonalen Bypasses

Die Durchführung des kardiopulmonalen Bypasses beinhaltet jedoch auch signifikante Risiken. Insbesondere hervorzuheben ist die in Folge eines kardiopulmonalen Bypasses regelmäßig auftretende extravasale Flüssigkeitsakkumulation. Das sich hierbei entwickelnde Gewebeödem kann im weiteren Verlauf zu ernsten Organdysfunktionen führen. In der Literatur sind vor allem pulmonale und myokardiale Ödeme beschrieben, die den postoperativen Verlauf beeinflussen [ 34 ]. In Studien konnte eine Vermehrung des Gesamtkörperwassers nach Anwendung des kardiopulmonalen Bypasses bei Kindern nachgewiesen werden [ 35 ]. Dabei waren geringes Körpergewicht bzw. geringe Körpergröße, lange Bypassdauer, Hypothermie und geringe Hämatokritwerte Risikofaktoren für eine gesteigerte Flüssigkeitsakkumulation.

“Inflammatory Response“

Die gesteigerte extravasale Flüssigkeitsakkumulation ist jedoch nicht allein auf die bypassassoziierte Hämodilution zurückzuführen. In mehreren Studien konnte weiterhin eine ausgeprägte entzündliche Antwort als Reaktion auf den kardiopulmonalen Bypass festgestellt werden, in dessen Folge es zu einer Erhöhung der kapillären Permeabilität kommt [ 36 ].


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Pulmonale Beeinträchtigung

Die mechanisch kontrollierte Ventilation der Lunge wird während des Bypasszeitraumes üblicherweise ausgesetzt. Dadurch ist die Ausbildung von partiellen bzw. kompletten Atelektasen möglich [1]. Infolge der Umgehung des Lungenkreislaufes sistiert der pulmonalkapilläre Blutfluß während dieser Zeit. Hierbei kann eine Sequestration neutrophiler Granulozyten innerhalb des Kapillarbettes beobachtet werden. Durch Aktivierung von Entzündungskaskaden kann in der weiteren Folge eine massive Schädigung des pulmonalen Kapillarendothels mit einem konsekutiven Flüssigkeitsübertritt aus den Gefäßen in das Lungeninterstitium eintreten [36].

2.1.2 Ultrafiltration

Die oben beschriebene extravasale Flüssigkeitsakkumulation mit ihren Risiken hat, wie bereits dargestellt, zur Entwicklung verschiedener Methoden der Flüssigkeitselimination geführt. Das hat das Interesse an der Ultrafiltration, wie sie in der Herzchirurgie Erwachsener zum Entfernen von Flüssigkeit bei Herzinsuffizienz bzw. zur Hämokonzentration am Bypassende angewendet wird, erneut geweckt [1].

Bei der Ultrafiltration wird Flüssigkeit in Form eines Plasma-Ultrafiltrates entfernt. Der dabei eingesetzte sehr feinporige Ultrafilter erlaubt eine freie Passage für Flüssigkeiten und Elektrolyten. Er bleibt jedoch relativ impermeabel für großmolekulare Substanzen, wie Plasmaproteine und korpuskuläre Bestandteile. Die Menge der filtrierten Flüssigkeit wird dabei von der hydrostatischen Druckdifferenz über die Filtrationsmembran bestimmt [ 37 ].

Bei der allgemein üblichen “konventionellen“ Ultrafiltration wird während der gegen Bypassende stattfindenden Reperfusionsphase über einen Filter (6) zwischen dem arteriellen und dem venösen Schenkel der Herz-Lungen-Maschine überschüssige Flüssigkeit entzogen (Abbildung 3). Hierbei steht als filtrierbares Volumen nur das sich im venösen Reservoir (2) befindliche Blut zur Verfügung.


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Abbildung 3 Prinzip der konventionellen Ultrafiltration

Bei der von Naik, Knight und Elliot hinsichtlich Zeitpunkt und Technik “modifizierten“ Methode erfolgt die Ultrafiltration innerhalb eines 10 bis 15 Minuten währenden Intervalls unmittelbar nach Abschluß des kardiopulmonalen Bypasses entsprechend einer arteriovenösen Filtration ( Abbildung 5 ); der Ultrafilter ist während des eigentlichen kardiopulmonalen Bypasses abgeklemmt ( Abbildung 4 ). Während der Filtration werden die Bypass-Kanülen in ihrer jeweiligen Position belassen. Über die arterielle Kanüle kann dann das Blut abgeleitet und durch den Ultrafilter gepumpt werden. Am Ultrafilter wird dem Blut über einen erzeugten Unterdruck Plasma entzogen. Das hämokonzentrierte Blut wird dann wieder über den venösen Schenkel dem Patientenkreislauf zugeführt. Wenn der linksatriale Druck während der Filtration fallen sollte, kann jederzeit verdünntes Blut aus dem venösen Reservoir durch den Oxygenator/Wärmeaustauscher zusätzlich in den Filtrationskreislauf hinzugefügt und


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hämokonzentriert werden. Weiterhin bleibt die Möglichkeit eines notfallmäßigen Wiederanschlusses des Patienten an die noch geprimte Herz-Lungen-Maschine erhalten.

Abbildung 4 Prinzip der modifizierten Ultrafiltration (Filterposition während des kardiopulmonalen Bypasses)


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Abbildung 5 Prinzip der modifizierten Ultrafiltration (Filterposition während der Filtration nach Abschluß des kardiopulmonalen Bypasses)

Tabelle 1 Übersicht über die Wirkungen von konventioneller und modifizierter Ultrafiltration während bzw. nach Durchführung des kardiopulmonalen Bypasses

 

Konventionelle Ultrafiltration

Modifizierte Ultrafiltration

Zeitpunkt

Durchführung während der Reperfusionsphase gegen Ende des kardiopulmonalen Bypasses.

Durchführung nach Abschluß des kardiopulmonalen Bypasses unter Ausnutzung der noch in situ liegenden Bypass-Kanülen.

Technik

Es erfolgt die Filtration des im Bypass-Kreislauf zirkulierenden Blutes. Es kommt somit zu einer Vermischung des filtrierten mit dem Bypass-Blut - die Filtration ist so weniger effektiv.

Durch die über die liegenden Bypass-Kanülen erfolgende arteriovenöse Filtration gelangt das filtrierte Blut unbeeinträchtigt in den Patientenkreislauf - Flüssigkeit sowie inflammatorische Substanzen werden effektiv reduziert.


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2.2 Mechanik des respiratorischen Systems

Die Lungenbewegung erfolgt ausschließlich passiv infolge externer, auf die Lunge einwirkender Kräfte. Während der spontanen Atmung gehen die externen Kräfte von der Atemmuskulatur, im Falle künstlicher Beatmung von einem positiven Druckgradienten zwischen der Umgebung und den Atemwegen aus. Um eine Atembewegung zu ermöglichen, müssen diese Kräfte größer als die physikalische Impedanz des gesamten respiratorischen Systems sein. Diese Impedanz setzt sich im wesentlichen zusammen aus dem

elastischen Widerstand,

nicht-elastischen Reibungswiderstand sowie

zu geringen Anteilen aus dem Trägheitswiderstand von Atemgas und Gewebe sowie der Reibung durch Gewebedeformation.

Die meisten Techniken für die Bestimmung der mechanischen Eigenschaften des respiratorischen Systems basieren auf der Modellannahme, nach der die Lunge als ein Ballon mit einer anschließenden Röhre betrachtet wird:

Abbildung 6 Einfaches Ballon-Röhren-Modell. Der Ballon hat die Elastance E und die Röhre die Resistance R.

Wenn die Atmung mit diesem Ein-Kompartment-Modell simuliert wird, dann erfolgt eine Inflation sowie Deflation des Ballons. Die Dynamik dieses Systems läßt sich durch die Grundgleichung für die Lungenbewegung eines single-compartment-Modells ableiten:

Gleichung 1

P - Druck


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Der das respiratorische System antreibende Druck Pantreibend entspricht dabei dem über der Lunge meßbaren Druckgradienten zwischen der Atemwegsöffnung und der Pleurahöhle (P-PPleu). Dieser Druck ist zur Überwindung der vom Atemvolumen V abhängigen elastischen Kräfte, der von der Atemgasströmung abhängigen resistiven Kräfte und der von der Beschleunigung abhängigen Trägheitskräfte erforderlich:

Gleichung 2

P - Druck; V - Atemvolumen; - Atemgasfluß; - Beschleunigung

Die zur Überwindung der Reibungswiderstände aufgewendete Arbeit geht als Wärme verloren. Die zur Überwindung des elastischen Widerstandes (elastische Deformation) während der Inspiration eingesetzte Arbeit wird dagegen als potentielle Energie gespeichert und ist die Energiequelle für die Expiration sowohl in spontaner als auch bei künstlicher Beatmung.

2.2.1 Elastische Eigenschaften

Elastische Eigenschaften der Lunge

Vereinfacht kann die Lunge als eine elastische Struktur betrachtet werden, deren Eigenschaften von dem transpulmonalen Druckgradienten DeltaP aus intrapleuralem und intrapulmonalem Druck mit

Gleichung 3

DeltaP - transpulmonaler Druckgradient; PPleu - intrapleuraler Druck; PPul - intrapulmonaler Druck

in Abhängigkeit von der elastischen Retraktionskraft der Lunge und von dem Lungenvolumen V entsprechend der Lungendehnung bestimmt werden. Im Bereich normaler Atemzugvolumina führt eine Veränderung des intrapulmonalen Gasvolumens DeltaV zu einer proportionalen Änderung


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des Druckgradienten DeltaP und kennzeichnet somit den elastischen Widerstand der Lunge, die Elastance EL:

Gleichung 4

EL - Elastance der Lunge; DeltaP - transpulmonaler Druckgradient; DeltaV - Veränderung des intrapulmonalen Gasvolumens

Eine Änderung des transpulmonalen Druckgradienten DeltaP führt somit zu einer proportionalen Veränderung des Lungenvolumens DeltaV und kennzeichnet damit die Volumendehnbarkeit der Lunge, die Compliance CL:

Gleichung 5

CL - Compliance der Lunge; DeltaV - Veränderung des intrapulmonalen Gasvolumens; DeltaP - transpulmonaler Druckgradient;
EL - Elastance der Lunge

Die elastische Retraktionskraft der Lunge entsteht infolge der volumenbedingten Dehnung ihrer elastischen Parenchymelemente, insbesondere der Elastin- und Kollagenfasern sowie aufgrund der Oberflächenspannung der Alveolen. Auf diese Retraktionskräfte ist auch das Bestreben der Lunge, sich zusammenzuziehen, zurückzuführen.

Die Oberflächenspannung der Alveolen entsteht an der Grenzfläche zwischen einem die innere Alveolenoberfläche auskleidenden Flüssigkeitsfilm und dem alveolären Gasgemisch. Auf dieser Spannung beruht das Bestreben der Alveolen, ihre Oberfläche zu minimieren. Für den dabei in der Alveole wirksamen Retraktionsdruck P, die Oberflächenspannung T und den alveolären Radius r gilt nach LaPlace die Beziehung für sphärische Oberflächen

Gleichung 6

P - Retraktionsdruck; T - Oberflächenspannung; r - alveolärer Radius

Die von den Alveolarepithelzellen Typ II gebildete oberflächenaktive Surfactantauskleidung vermindert diese Oberflächenspannung im Vergleich zu einer wäßrigen Grenzschicht etwa um das 10-fache [ 38 ]. Sie ist dabei aber trotzdem noch für einen Anteil von ca. 65% der elastischen Retraktion verantwortlich [ 39 ]. Ein weiterer Effekt dieser oberflächenaktiven Substanzen besteht


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darin, daß sie bei einer Verkleinerung der Alveolen dichter zusammenrücken und damit ihren spannungsmildernden Effekt verstärken. Dadurch wird verhindert, daß kleine Alveolen in sich zusammenfallen und ihren Inhalt in größere Alveolen entleeren. Nach Gleichung 6 würde sonst bei abnehmendem Alveolenradius und gleichbleibender Oberflächenspannung der Retraktionsdruck ansteigen. Durch diese surfaktantvermittelte Reduzierung der Oberflächenspannung wird die Lunge vor dem destabilisierenden Effekt einer Umverteilung der Gasvolumina zugunsten größerer Alveolen geschützt. Weiterhin ist infolge des reduzierten Retraktionsdruckes ein geringerer transpulmonaler Druck erforderlich, um die Alveolen zu entfalten. Somit steigt durch den verminderten elastischen Widerstand die Compliance an, und die Atemarbeit nimmt ab.

Auch die pulmonale Transsudation wird von den Oberflächenkräften beeinflußt. Aufgrund der Oberflächenspannung ist der Druck in der Alveole geringer als innerhalb des die Alveolenoberfläche auskleidenden Flüssigkeitsfilms. Außerdem ist der pulmonalkapilläre Druck in weiten Teilen der Lunge größer als der alveoläre Druck, so daß beide Faktoren eine Transsudation fördern. Durch die surfaktantvermittelte Minderung der Oberflächenspannung wird eine Komponente des alveolar-kapillären Druckgradienten verkleinert und so eine pulmonale Transsudation mit der Entwicklung eines pulmonalen Ödems verhindert [ 40 ].

Eine weitere Eigenschaft der Lunge ist die elastische Hysterese. Sie ist dadurch gekennzeichnet, daß die Wirkung einer Kraft über ihre Einwirkungszeit hinaus fortbesteht. Das heißt, daß die Lungenbewegung gegenüber der sie verursachenden Änderung des transpulmonalen Druckgradienten länger anhält. Dieses Phänomen zeigt sich in einem unterschiedlichen Verlauf der Druck-Volumen-Beziehung, wenn die Lungen zunehmend mit Gas gefüllt und anschließend wieder deflatiert werden ( Abbildung 7 ). Bei der Inspiration zeigen sich dabei anfangs hohe Druckwerte bei einer geringen Volumenveränderung im Sinne einer fortschreitenden Entfaltung kollabierter Alveolen. Es folgt dann eine Phase, in der eine geringe weitere Druckerhöhung eine große Volumenänderung im Sinne einer Ausdehnung der bereits geöffneten Alveolen bewirkt. Die wahrscheinlich wichtigste Ursache für dieses Phänomen ist in der oben beschriebenen indirekt volumenabhängigen Änderung der Oberflächenspannung durch die Surfactantauskleidung der Alveolen zu suchen.


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Abbildung 7 Veranschaulichung der Hysterese. Druck-Volumen-Kurve einer luftgefüllten Lunge während Inspiration und Expiration

Die Elastizität der Lunge unterliegt neben der Volumen- auch einer Zeitabhängigkeit. Wenn die Lunge um einen Volumenbetrag rasch entfaltet und auf diesem neuen Volumenniveau gehalten wird, dann fällt der initiale Entfaltungsdruck P1 innerhalb von einigen Sekunden exponentiell auf ein um 20 bis 30 % niedrigeres, endgültiges Druckniveau P2 ab ( Abbildung 8 ) [40]. Das heißt, daß der Quotient aus der Volumenänderung und der initialen Änderung des transpulmonalen Druckgradienten der dynamischen Compliance

Gleichung 7

CLdyn - dynamische Compliance der Lunge; DeltaV - Veränderung des intrapulmonalen Gasvolumens;
DeltaP1 - transpulmonaler Druckgradient unmittelbar nach Atemwegsverschluß

und der Quotient aus der Volumenänderung und der endgültigen Änderung des transpulmonalen Druckgradienten der statischen Compliance

Gleichung 8

CLstat - statische Compliance der Lunge; DeltaV - Veränderung des intrapulmonalen Gasvolumens;
DeltaP2 - transpulmonaler Druckgradient nach wenige Sekunden andauerndem Atemwegsverschluß


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entspricht. Somit ergeben sich entsprechend der Zeitabhängigkeit der elastischen Rückstellkräfte höhere Werte für die statische als für die dynamische Compliance. Eine Erklärung für dieses zeitabhängige Verhalten kann man im viskos-elastischen Verhalten des Lungengewebes, auf das später noch näher eingegangen werden soll, und in Redistributionsphänomenen des Atemgases wegen der lungenvolumenabhängigen Rekrutierung von Alveolen finden.

Abbildung 8 Veranschaulichung der Zeitabhängigkeit von statischer versus dynamischer Compliance

Die Bestimmung der statischen Compliance erfolgt, nachdem ein bestimmtes Lungenvolumen so lange gehalten wird, bis sich ein gleichbleibender Zustand eingestellt hat. Dieser Vorgang erfordert somit ein den Atemzug unterbrechendes semi-invasives Haltemanöver. Die dynamische Compliance kann dagegen während des normalen rhythmischen Atemvorganges gemessen werden, unterliegt jedoch durch den Einfluß der Hysterese einer gewissen Frequenzabhängigkeit. Diese ist vor allem bei elastizitätsvermindernden Lungenerkrankungen


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verstärkt vorhanden, so daß sich für hohe Atemfreqenzen geringere Werte für die Compliance der Lunge ergeben.

Einen weiteren Einfluß haben die Atemvolumina der unmittelbaren Vergangenheit. Die Compliance der Lunge wird in Abhängigkeit vom Atemzugvolumen durch die unmittelbar vorangegangene rhythmische Atemperiode aufrecht erhalten. So führt eine Phase der Hypoventilation ohne periodische tiefe Atemzüge, insbesondere im Rahmen eines pathologischen Zustands der Lungen, zu einer verminderten Compliance, die jedoch nach einem bzw. mehreren tiefen Atemzügen wieder ihren Ausgangswert annimmt [40].

Weiterhin wird die Lungencompliance von den endexpiratorischen Druckverhältnissen beeinflußt. So konnte in mehreren Studien beobachtet werden, daß bei einer Verminderung eines zunächst erhöhten endexpiratorischen Druckes die Compliance abnahm [ 41 ]. Zurückzuführen sein dürfte dies auf einen Verschluß von Atemwegen und einem somit verminderten Anteil von zur Verfügung stehendem Lungengewebe, das ein verabreichtes Atemzugvolumen aufnehmen kann (im Sinne eines Derecruitments von Alveolen), ohne daß die Gewebeeigenschaften an sich dabei verändert wären.

Weitere Faktoren, die die Lungencompliance beeinflussen, sind die Körperlage (das Lungenvolumen nimmt in aufrechter Position im Vergleich zur Rücken- oder Bauchlage zu) und der Muskeltonus der Bronchialmuskulatur, wie zum Beispiel bei einer Bronchokonstriktion. Dies kann die Zeitabhängigkeit beeinflussen und somit die dynamische, nicht aber die statische Compliance verändern. Schließlich führen verschiedene pulmonale Erkrankungen zu einer veränderten Lungencompliance. Beim Emphysem ist durch die Gewebedestruktion und den Verlust der Elastinfasern sowie der reduzierten Oberflächenretraktion die statische Compliance isoliert erhöht bei einer durch die gesteigerte funktionelle Residualkapazität und stark gestörten Gasverteilung zugleich meist verminderten dynamischen Compliance. Beim Asthma bronchiale ist die gesamte Druck-Volumen-Kurve ohne Veränderung der Compliance in Richtung höherer Volumina verschoben. Die meisten anderen pathologischen Situationen der Lunge, wie zum Beispiel bei Lungenfibrose, konsolidierenden pulmonalen Prozessen, bei Gefäßvermehrung, fibröser Pleuritis und vor allem beim ARDS, resultieren jedoch sowohl in einer verminderten statischen und dynamischen Compliance als auch in einer Verminderung der funktionellen Residualkapazität.


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Elastische Eigenschaften des Thorax

Der Thorax wird von dem Rippenkäfig mit den Intercostalmuskeln und vom Zwerchfell gebildet. Die mechanischen Eigenschaften werden im gesunden Subjekt überwiegend von den muskulären Komponenten beeinflußt. Daher kann der Thorax nur dann als elastische Struktur betrachtet werden, wenn alle auf ihn einwirkenden Muskeln vollständig relaxiert sind. Wenn letzteres der Fall ist, dann ist die Compliance des Thorax definiert als der Quotient aus Änderung des Lungenvolumens und Änderung des Druckgradienten zwischen Atmosphäre und Intrapleuralspalt.

Die thorakale Compliance wird von anatomischen Faktoren bestimmt, insbesondere von den Eigenschaften der Rippen und Rippenknorpel; aber auch Adipositas (durch von der Bauchdecke auf das relaxierte Zwerchfell übertragener Druck) oder pathologische Hautveränderungen, wie z.B. großflächige Verbrennungsnarben, spielen eine Rolle. Die thorakale Compliance ist deutlich altersabhängig und beim Säugling drei- bis sechsfach höher als die pulmonale Compliance [40].

Elastische Eigenschaften des gesamten respiratorischen Systems

Die Compliance des respiratorischen Systems CRS setzt sich aus den einzelnen Compliancewerten seiner Komponenten Lunge CL und Thorax CTh zusammen und steht, vergleichbar zur elektrischen Kapazität, in folgendem Zusammenhang:

Gleichung 9

CRS - Compliance des respiratorischen Systems; CL - Compliance der Lunge; CTh - Compliance des Thorax

2.2.2 Resistive Eigenschaften

Die treibende Kraft für eine Gasströmung ist ein Druckgefälle. So wird die Strömung der Inspirations- und Expirationsgase durch die Atemwege von der jeweiligen Differenz zwischen dem intraalveolären Druck und dem Außendruck bewirkt. Die Volumenmenge des strömenden Gases ist dabei einerseits abhängig von der Größe des Druckgradienten, andererseits von dem der Gasströmung entgegenwirkenden Widerstand. Der Betrag dieses Widerstandes wird von den Strömungseigenschaften (laminar, turbulent oder gemischt) des Atemgases in den Atemwegen,


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von der Resistenz des Lungengewebes sowie von der Inertance des gesamten respiratorischen Systems bestimmt.

Resistance bedingt durch Strömungsverhalten

Im Respirationstrakt findet man gewöhnlich neben laminaren vor allem an den Verzweigungsstellen der Bronchien sowie an physiologischen und pathologischen Engstellen turbulente Strömungsverhältnisse.

Die laminare Strömung in einer geraden Röhre ohne Aufzweigungen zeichnet sich dadurch aus, daß sich das Gas unterhalb einer kritischen Strömungsgeschwindigkeit in konzentrisch angeordneten Schichten bewegt. Während die Strömung im zentralen Bereich sehr hoch ist, sinkt sie in Röhrenwandnähe auf einen nahezu stationären Zustand ab ( Abbildung 9 ). Das bedeutet in Bezug auf das respiratorische System, daß eine signifikante alveoläre Ventilation stattfindet, obwohl das Atemzugvolumen insgesamt geringer als das Totraumvolumen der Atemwege ist. Diese Form der Strömung wird auch als Streamline-Strömung bezeichnet und ist typischer Weise nicht hörbar.

Abbildung 9 Schematische Darstellung des laminaren Strömungsverhaltens


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Charakteristisch hierbei ist, daß sich die Stromstärke direkt proportional zum treibenden Druckgradienten DeltaP verhält; der Quotient aus beiden Größen ergibt eine Konstante:

Gleichung 10

DeltaP - Druckgradient; k1 - Konstante

Der resultierende Proportionalitätsfaktor entspricht dem der Gasströmung entgegenstehenden Widerstand, bezeichnet als Resistance R. Die Resistance ist definiert als der Quotient aus der Druckdifferenz DeltaP und der Strömungsrate :

Gleichung 11

R - Resistance; DeltaP - Druckgradient; - Atemgasfluß

Hohe Strömungsgeschwindigkeiten, Verzweigungen, Lumenänderungen oder Unregelmäßigkeiten der Röhre führen zu Störungen des oben beschriebenen laminaren Strömungsmusters. Daraus resultiert ein hörbares turbulentes Strömungsverhalten ( Abbildung 10 ). Hierbei bewegt sich der gesamte Röhreninhalt mit der gleichen Geschwindigkeit.

Abbildung 10 Schematische Darstellung des turbulenten Strömungsverhaltens


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Im Gegensatz zur laminaren Strömung ist der treibende Druck DeltaP proportional zum Produkt aus dem Quadrat der Strömungsgeschwindigkeit und der Gasdichte (unabhängig von deren Viskosität) und umgekehrt proportional zur fünften Potenz des Röhrenradius:

Gleichung 12

DeltaP - Druckgradient; k 2 - Konstante

Das bedeutet, daß sich bei turbulentem Strömungsverhalten die Resistance im Quadrat zur Steigerung der Strömungsgeschwindigkeit erhöht und daß somit die Gleichung zur Bestimmung der Resistance unter linearen Strömungsbedingungen nicht anwendbar ist.

Daher müssen, wenn die Strömung wie in den Atemwegen partiell oder vollständig turbulent ist, beide Strömungskomponenten zur Berechnung der Resistance berücksichtigt werden. Daraus folgt dann für

Gleichung 13

DeltaP - Druckgradient; k - Konstante; - Atemgasfluß

Diese Gleichung kann mit einem geringen Verlust an Genauigkeit für einen breiten Bereich von Strömungsraten weiter vereinfacht werden

Gleichung 14

DeltaP - Druckgradient; k - Konstante; - Atemgasfluß

wobei der Exponent n einen Wert zwischen 1 (bei rein laminarer Strömung) und 2 (bei rein turbulenter Strömung) annehmen kann. Im normalen menschlichen Respirationstrakt betragen k=2,4 und n=1,3 [40].

Resistance bedingt durch Gewebeeigenschaften

Ein entgegen der Gasströmung wirkender Anteil des Gesamtwiderstandes des respiratorischen Systems wird durch die Deformation des Lungengewebes und die dabei entstehenden viskos-elastischen Gegenkräfte verursacht, die durch ihre Zeitabhängigkeit auch zu dem bereits besprochenen Unterschied zwischen dynamischer und statischer Compliance führen.


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Abbildung 8 (Seite 24) zeigt die Veränderungen des in den Luftwegen meßbaren Druckes während der Inflation der Lungen mit einer kontinuierlichen Strömungsrate, gefolgt von einem inspiratorischen Stop mit gleichzeitigem Verschluß der Atemwege. Unmittelbar vor dem Verschluß der Atemwege erreicht der Druck den Wert Pmax, der sowohl durch die elastischen als auch durch die nicht-elastischen Widerstände charakterisiert wird. Unmittelbar nach dem Atemwegsverschluß fällt der Druck in den Luftwegen zunächst auf den Wert P1 ab. Die Differenz aus Pmax - P1 ist der durch Widerstand in den Atemwegen entstandene Druckgradient, das heißt die Resistance der Atemwege. Der Druckabfall von P1 auf P2 entspricht, wie bereits im Abschnitt 2.2.1 dargelegt, dem zeitabhängigen Anteil der Compliance des Lungengewebes infolge seines viskoelastischen Verhaltens.

Untersuchungen an anästhesierten Patienten ergaben, daß die Werte für die Geweberesistance in Abhängigkeit von Lungenvolumen und Inflationsgeschwindigkeit etwa halb so groß sind wie die Werte für die Resistance der Atemwege [40]. Das legt die Vermutung nahe, daß unter pathologischen Bedingungen, wie bei Lungenödem, Lungenfibrose oder beim Respiratory Distress Syndrom, der Anteil der Gewebekomponente an der gesamten Resistance des respiratorischen Systems erhöht ist.

Die von der Atemfrequenz und möglicherweise auch vom Atemzugvolumen beeinflußte Veränderung der Geweberesistance in Abhängigkeit vom Lungenvolumen wird in der Literatur kontrovers diskutiert. Loring et al. beschreiben eine Zunahme der Geweberesistance, wenn die funktionelle Residualkapazität auf übernormale Werte erhöht wurde [ 42 ]. Hingegen konnte von Hantos et al. eine Abnahme der Geweberesistance bei zunehmenden Lungenvolumina festgestellt werden [ 43 ]. Bei Werten für die funktionelle Residualkapazität unter Normbereich wurden von Mead und Collier eine Zunahme [ 44 ], von Dechman et al. nahezu keine Veränderung der Geweberesistance [ 45 ] beobachtet.


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Ursachen erhöhter Atemwegsresistance

Obstruktionen innerhalb der Atemwege führen zu einer erhöhten Atemwegsresistance. Diese Obstruktionen können durch intraluminal positionierte Materialien, durch eine Schwellung bzw. eine Kontraktion der Atemwegswand sowie durch von außen auf die Atemwege einwirkenden Druck bzw. auch durch innerhalb der Atemwege entstehenden Sog verursacht werden.

2.2.3 Inertance

Atemgas, Lungen und Thorax stellen, aufgrund der ihrer Masse eigenen Trägheit, dem Richtungswechsel des Gasstromes einen Widerstand, die Inertance I, entgegen:

Gleichung 15

I - Inertance; P - Druck: V - Atemvolumen; t - Zeit

Die Inertance ist schwierig zu bestimmen und bei normaler Atemfrequenz vernachlässigbar gering. Sie gewinnt jedoch bei Frequenzen von über 30 Atemzügen pro Minute an Bedeutung [ 46 ].

2.3 Die Bestimmung der Lungenfunktion

Bei Erwachsenen werden die mechanischen Charakteristika der Lunge selten direkt sondern in der Regel durch indirekte, standardisierte Tests, wie zum Beispiel die Bestimmung der Vitalkapazität und die forcierte expiratorische Einsekundenkapazität, erhoben. Da diese Untersuchungen die Mitarbeit und Koordinationsfähigkeit des Probanden erfordern, sind sie für Neugeborene und kleine Kinder ungeeignet. Hier ist man darauf angewiesen, die Compliance und Resistance direkt zu bestimmen.

Die direkten Möglichkeiten zur Messung von Compliance und Resistance des respiratorischen Systems lassen sich in passive, quasi statische und in dynamische Techniken unterteilen. Alle


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Methoden erfordern die Bestimmung von Atemgasströmung , Atemvolumen V und Druck P. Die passive Lungenmechanik wird durch Manöver gemessen, bei denen die Atemmuskulatur zum Meßzeitpunkt vollständig entspannt ist. Die dynamische Technik dagegen wird entweder während spontaner oder mechanisch-assistierter Ventilation angewandt.

Gemeinsam ist beiden Methoden, daß die Beschreibung der mechanischen Eigenschaften durch die Grundgleichung der Lungenmechanik unter Nutzung des single-compartment-Modells erfolgt:

Gleichung 16

P - Druck; RRS - Resistance des respiratorischen Systems; - Atemgasfluß; CRS - Compliance des respiratorischen Systems;
V - Atemgasvolumen; I - Inertance; t - Zeit

Dabei ist P der an der Öffnung der Atemwege gemessene, zum Luftdruck relativierte Druck. Er repräsentiert die treibende Kraft für das gesamte respiratorische System, eingeschlossen Lungen, Atemwege und Thoraxwand. Zu den ebenfalls gemessenen Variablen Atemgasstrom und Atemvolumen V in Beziehung gesetzt, ergeben sich die Compliance CRS sowie die Resistance RRS des respiratorischen Systems. Der Term

I - Inertance; V - Atemgasvolumen

steht für die Inertance, d.h. den gesamten Trägheitswiderstand.

Die Grundannahme dieser Gleichung ist, daß sich die mechanischen Eigenschaften des respiratorischen Systems in einer linearen Funktion beschreiben lassen, die durch einzelne Wertepaare charakterisiert wird. Diese Annahme trifft zwar für normale Atemzugvolumina des Lungengesunden zu, jedoch besteht nur ein verminderter linearer Zusammenhang im kranken respiratorischen System.


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Eine weitere Basisannahme ist, daß man die Inertance im Rahmen normaler Atemfrequenzen negieren und somit die gesamte Gleichung weiter vereinfachen kann:

Gleichung 17

P - Druck; RRS - Resistance des respiratorischen Systems; - Atemgasfluß; CRS - Compliance des respiratorischen Systems
V - Atemgasvolumen

Diese modifizierte Gleichung gilt jedoch nicht, wie bereits in Abschnitt 2.2.3 dargestellt, für höhere Atemfrequenzen, da die Inertance dann an Bedeutung gewinnt und somit nicht mehr vernachlässigt werden kann [ 47 ].

Die Compliance CRS und die Resistance RRS des gesamten respiratorischen Systems lassen sich jeweils in ihre Lungen- und Thoraxwandkomponenten aufteilen, indem man den jeweils relevanten treibenden Druck P bestimmt. Für den die Lunge antreibenden Druckgradienten PL benötigt man den transpulmonalen Druckgradienten, d.h. die Differenz zwischen dem Intrapleuraldruck PPl und dem an der Atemwegsöffnung gemessenen Druck P. Für den den Thorax antreibenden Druckgradienten PTh nutzt man entsprechend den transthorakalen Druckgradienten zwischen Intrapleuraldruck PPl und dem Luftdruck PLuft in Abhängigkeit von den elastischen Retraktionskräften des Thorax und der Atemmuskulatur. In der Praxis wird meist der dem Intrapleuraldruck näherungsweise entsprechende Ösophagusdruck PÖs aufgrund der einfacheren, weniger invasiven Erhebung genutzt.

Der Atemgasstrom wird an der Öffnung der Atemwege, d.h. entweder mittels Maske oder direkt am Endotrachealtubus gemessen. Diese Bestimmung kann von verschiedenen Fehlergrößen beeinflußt sein. Bei der Messung mittels nasalen Adaptern machen die intranasalen Atemwege einen signifikanten Anteil der Resistance aus. Bei der Messung am intubierten Patienten besitzt der Endotrachealtubus selbst eine signifikante Resistance [47, 78, 79, 80]. Ein weiteres Problem stellt die Dichtheit des Meßsystems dar. Sowohl bei Nasen- oder Gesichtsmasken als auch bei Trachealtuben, die vor allem bei Neugeborenen und kleinen Kindern nicht mit einem Cuff geblockt sind, können Luftlecks zu falschen Meßwerten führen. Zusätzlich muß auch die Resistance und das Totraumvolumen der Meßeinrichtung selbst bedacht werden, das so gering wie möglich gehalten werden sollte.


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2.3.1 Passive Methoden

Voraussetzung für die passiven Techniken ist, daß alle an der Atmung beteiligten Muskeln zum Zeitpunkt der Messung relaxiert sind. Die beiden am häufigsten angewendeten Methoden sind die PrimeMultiple Occlusion TechniquePrime [ 48 , 49 ] zur Compliance- und die PrimeFlow-Volume-TechniquePrime (Single-Breath-Technique) [ 50 ] zur Compliance- und Resistance-Bestimmung. Beide Methoden setzen voraus, daß durch die Aktivierung des Hering-Breuer-Reflexes, ausgelöst durch einen kurzzeitigen Atemwegsverschluß, sowohl die in- als auch die expiratorische Atemmuskulatur vollständig relaxiert wird und daß während der Okklusion der gemessene Druck an der Atemwegsöffnung dem Druck in den Alveolen entspricht.

2.3.2 Dynamische Methoden

Zur Bestimmung der dynamischen Eigenschaften der Lungenmechanik sind verschiedene Methoden entwickelt worden.

Bei der von Mead und Whittenberger [ 51 ] beschriebenen Technik erfolgt die Bestimmung der dynamischen Compliance und Resistance am spontan atmenden Subjekt. Die Veränderungen des transpulmonalen Druckgradienten werden über den gesamten Bereich des Atemzugvolumens zu den Veränderungen von Atemgasströmung und Atemgasvolumen in Beziehung gesetzt. Hierbei wird die dynamische Compliance bestimmt, indem die in- und expiratorischen Endpunkte genau dann untersucht werden, wenn der Atemgasstrom gleich Null ist. Das beruht auf der Annahme, daß die Compliance über die gesamte Bandbreite des Atemzugvolumens linear ist. Bei der Bestimmung der dynamischen Resistance wird vorausgesetzt, daß die elastischen Kräfte der Lunge im Bereich der korrespondierenden Volumina in mittlerer Lage des Atemzugvolumens während der In- und Expiration den gleichen, aber entgegengesetzten Wert besitzen. Grundannahme dieser Meßtechnik ist, daß Compliance und Resistance während der beiden respiratorischen Phasen konstant sind. Das trifft jedoch, wie bereits erwähnt, nur für normale Atemzugvolumina zu, da sich mit zunehmender reifungsbedingter Hyperinflation der Lunge vor allem für geringe Lungenvolumina Abweichungen ergeben. Auch verläuft die Resistance


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insbesondere bei Lungenerkrankungen nicht linear. Somit ist die Annahme eines singulären Wertes für die Resistance limitiert. Nicht unproblematisch ist außerdem, daß die Bestimmung der Lungenmechanik lediglich an zwei Punkten innerhalb des Respirationszyklus erfolgt.

Eine weitere Möglichkeit zur Bestimmung von Compliance und Resistance ist die multiple lineare Regressionsanalyse. Durch die kontinuierliche Messung der Werte für Atemgasdruck und Atemgasströmung sowie Berechnung des Atemvolumens durch die numerische Integration der Atemgasströmung läßt sich unter Nutzung des vereinfachten linearen single-compartment-Modells und der Grundgleichung der Lungenmechanik (Gleichung 17) die Resistance und Compliance bestimmen [47]. Hierbei erfolgt zur Berechnung der Lungenmechanik die Nutzung des gesamten Atemzyklus.

Erwähnt seien auch solche Techniken, die nicht auf der Grundgleichung der Lungenmechanik basieren, aber ebenfalls für die Messung der dynamischen Lungenmechanik einsetzbar sind. Das sind zum Beispiel die Körperplethysmographie (vor allem Bestimmung der Resistance der Atemwege), die forcierte Oszillationstechnik (erlaubt die Untersuchung komplexer Modelle des respiratorischen Systems; die Anwendung ist jedoch aufgrund der komplizierten Ausrüstung und Durchführung limitiert) und die Interruptertechnik (Möglichkeit der Bestimmung der respiratorischen Resistance und ihre Aufteilung in die Atemwegskomponente und die viskoelastischen Eigenschaften) [47].


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Mon Jan 28 13:11:32 2002