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III.  Ergebnisse

III.1. Impedanzmessung - nativ

Die hydraulische Impedanz wurde bei insgesamt 70 femoro-poplitealen und 66 femoro-cruralen Bypassanlagen gemessen. Die Ergebnisse reflektierten das größere Abstromgebiet der poplitealen Anschlussgebiete im Vergleich zu den isolierten cruralen Gefässen (Tab. 3,4). So betrugen die mit dem EBF-Verfahren gemessenen Druckwerte bei poplitealen Anschlüssen im Mittel 86 ± 2 mmHg und bei cruralen Bypässen 80 ± 3 mmHg (p = n.s.). Die Flussraten, welche bei femoro-poplitealen Anschlüssen gemessen wurden, waren mit mittleren 183 ± 14 ml/min deutlich höher als bei den cruralen Bypässen, die im Mittel Flussraten von 135 ± 11 ml/min aufwiesen (p < 0.01). Der lineare Strömungswiderstand (input impedance) von poplitealen Bypässen betrug im Mittel 0,66 ± 0,06 mmHg/ml/min (peripheral resistance units, PRU), während er bei cruralen Anschlüssen nur geringfügig höher bei 0,8 ± 0,07 PRU lag (p = n.s.). Auch der Phasenwinkel der ersten Harmonischen,

Tab. 3. Hämodynamische Variablen, die während 136 femoro-infrainguinaler Bypassanlagen mit dem EBF-System gemessen wurden (Mittelwerte ± SEM). PR = Peripherer Widerstand (PRU, mmHg/ml/min), Zx = Input Impedanz, Z0 = Charakteristische Impedanz, 1. Phasenwinkel = Höhe des Winkels der ersten Harmonischen.

Bypassanlage

N (%)

Fluss
(ml/min)

Druck
(mmHg)

PR
(mmHg/ml/min)

Zx
(mmHg/ml/min)

Z0

1. Phasen-
winkel

Femoro-
popliteal

70

183 ± 14

86 ± 2

0,66 ± 0,1

0,68 ± 0,06

0,26 ± 0,2

-25° ± 2°

Supragenual

47 (67,1)

206 ± 19

83 ± 3

0,56 ± 0,1

0,63 ± 0,08

0,23 ± 0,01

-23° ± 2°

Infragenual

23 (32,8)

134 ± 13

90 ± 4

0,85 ± 0,1

0,79 ±0,08

0,32 ± 0,04

-29° ± 4°

Femoro-crural

66

135 ± 11

80 ± 3

0,86 ± 0,1

0,84 ± 0,1

0,32 ±0,02

-28° ± 2°

A. tibialis anterior

32 (48,5)

124 ± 13

82 ± 4

0,91 ± 0,1

0,89 ± 0,12

0,30 ± 0,02

-29° ± 3°

A. tibialis posterior

30 (45,5)

150 ± 18

76 ± 3

0,81 ± 0,2

0,77 ± 0,14

0,34 ± 0,04

-25°,± 3°

A. fibularis

4 (6)

95 ± 18

102 ± 10

0,89 ± 0,3

0,87 ± 0,12

0,33 ± 0,04

-38° ± 11°


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Tab. 4: Hämodynamische Variablen, die vor und 5 Minuten nach Applikation von 10 µg Prostaglandin E1 während 115 infrainguinaler Bypassanlagen gemessen wurden (Mittelwerte ± SEM). Zx = Input Impedanz = Peripherer Widerstand (PRU), Z0 = Charakteristische Impedanz, 1. Phasenwinkel = Höhe des Winkels der ersten Harmonischen.


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der dem pulsatilen Grundwiderstand entspricht, war bei cruralen Gefässen in der Regel negativer, im Mittel -28° ± 2°, als bei femoro-poplitealen Anschlussgefässen, die einen mittleren Winkel von -25° ± 1° aufwiesen (p = n.s.). Die Charakteristische Impedanz der poplitealen Anschlussgefässe, die in erster Linie vom Lumen und den elastischen Eigenschaften der Gefässe abhängt, war bei den cruralen Anschlüssen signifikant höher mit 0,84 ± 0,1 als bei poplitealen Gefässen, die eine mittlere Z0 von 0,26 ± 0,02 aufwiesen (p < 0,05).

Die Ergebnisse der selektiven cruralen Messungen nach ante- und retrograd wurden in Tabelle 5 wiedergegeben. Hier waren insbesondere die mittleren Flussraten nach ante- und retrograd von Bedeutung. Es zeigte sich, dass nach retrograd im Mittel 71 ± 7 ml/min sowie nach antegrad 76 ± 8 ml/min abflossen, welches einer Flussaufteilung von 1:1 entsprach.

Tab. 5. Ergebnisse der selektiven distalen Messungen in Richtung des ante- und retrograden Ausstroms vor und Prostaglandinapplikation. Es zeigte sich im Bereich der cruralen Gefässe eine Flussaufteilung von 1:1, welche auch nach der induzierten Vasodilatation noch nachweisbar war.

crurale EBF
Messrichtung

N

Fluss
(ml/min)

Druck
(mmHg)

PR
(mmHg/ml/min)

Charakteristi-sche Impedanz

1. Phasen-
winkel

beide geöffnet

66

135 ± 10

81 ± 2

0,83 ± 0,01

0,32 ± 0,02

-28° ± 2°

nach proximal geöffnet

 

71 ± 7

81 ± 2

1,5 ± 0,1

0,46 ± 0,03

-39 ± 4°

nach distal geöffnet

 

76 ± 8

82 ± 2

1,44 ± 0,1

0,42 ± 0,03

-39° ± 3°

post PGE1 gesamt

57

158 ± 13

74 ± 2

0,8 ± 0,1

0,33 ±0,02

-22° ± 2°

nach proximal geöffnet

 

87 ± 9

73 ± 3

1,77 ± 0,4

0,43 ± 0,04

-32°,± 4°

nach distal geöffnet

 

83 ± 11

71 ± 3

1,8 ± 0,4

0,43 ± 0,04

-34° ± 3°


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III.1.1.  Primäre und sekundäre Offenheitsraten

Die mittlere Nachbeobachtungszeit der Patienten betrug 14 ± 1 Monate (1 Woche bis 36 Monate). Die primären Offenheitsraten der femoro-poplitealen und cruralen Bypässe lagen nach 3 Jahren auf einem vergleichbaren Niveau bei 44% und 41% (p = n.s., Abb. 14). Die sekundären Offenheitsraten der femoro-poplitealen Anschlüsse nach 3 Jahren hingegen waren mit 60% signifikant höher als die der cruralen Bypässe, welche lediglich 46% betrugen (p < 0,05).

Insgesamt 15 Patienten starben während der Nachbeobachtungszeit von 36 Monaten und weitere acht Patienten wurden aus der Studie ausgeschlossen, da das erforderliche Follow-

Abb. 14. Primäre und sekundäre Offenheitsraten von 70 femoro-poplitealen und 66 femoro-cruralen PTFE-Bypässen. Während die primären Offenheitsraten auch nach drei Jahren noch vergleichbar waren, so zeigte sich für die sekundäre Offenheit ein statistisch signifikanter Unterschied.


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up-Programm entweder nicht vollständig durchgeführt werden konnte oder die Patienten den Wohnort wechselten, beziehungsweise an weiteren Untersuchungen nicht mehr teilnehmen wollten. Die Rate der Major-Amputationen betrug 5% (n = 7).

Bei der Untersuchung der Korrelation der Offenheitsraten der Bypässe mit den gemessenen hämodynamischen Parametern zeigte sich, dass lediglich der erste Phasenwinkel signifikant mit der Offenheitsrate der Bypässe verknüpft war. Weder der Druck noch die Flussraten oder der periphere Widerstand zeigte eine signifikante Verbindung zur Langzeitprognose. Eine Phasenverschiebung von < -40° hingegen war, wie im folgenden gezeigt wird, mit einer signifikant schlechteren Offenheitsrate sowohl von femoro-poplitealen als auch cruralen Bypässen verbunden (Abb. 15).

III.1.2. Offenheitsraten femoro-poplitealer Bypässe in Abhängigkeit vom Wellenwiderstand

Die primären und sekundären Offenheitsraten für femoro-popliteale Bypässe mit einem niedrigeren Wellenwiderstand, der durch einen ersten Phasenwinkel von > -40° charakterisiert wurde (n = 57), betrugen 45 ± 1% und 65 ± 2% (Abb. 15, 16). Für Bypässe mit einem hohen Wellenwiderstand, entsprechend einem ersten Phasenwinkel < -40° (n = 13), waren die primären und sekundären Offenheitsraten mit 37 ± 1% sowie 39 ± 1% deutlich geringer (pprim= n.s., psek < 0,01). Eine vergleichbare Relation bestätigte sich für die Bypassüberlebenszeit. Das mittlere Bypass-Survival für femoro-popliteale Rekonstruktionen mit einem Winkel > -40° betrug 23 ± 2 Monate (primär; 29 ± 2 Monate sekundär), während es für einen Winkel < -40° mit 15 ± 4 Monaten (primär; 20 ± 4 Monate sekundär) deutlich verkürzt war.


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Abb. 15. Die sekundären Offenheitsraten von femoro-poplitealen PTFE-Bypässen mit einem günstigen Wellenwiderstand (1. Winkel > -40°) waren statistisch signifikant besser als bei Bypässen, die einen ungünstigen Phasenwinkel aufwiesen. Für die primären Offenheitsraten war dieser Unterschied jedoch statistisch nicht signifikant.

Abb. 16. Eine Phasenverschiebung < -40° war mit einer signifikant schlechteren Bypassprognose verbunden. Hierbei kam es zu einer deutlich sichtbaren Verschiebung zwischen Druck -und Flusskurven.


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III.1.3.  Offenheitsraten femoro-cruraler Bypässe in Abhängigkeit vom Wellenwiderstand

Noch deutlicher als bei den femoro-poplitealen Rekonstruktionen zeigte sich der Einfluss des hohen Wellenwiderstandes auf femoro-crurale Bypassanlagen (Abb. 17). Die primären und sekundären Offenheitsraten für crurale Bypässe mit einem niedrigen Wellenwiderstand (Winkel > -40°, n = 53) betrugen 49 ± 1% und 61 ± 2%. Für crurale Bypässe mit einem hohen Wellenwiderstand (Winkel < -40°, n = 13) fanden sich dagegen signifikant niedrigere primäre und sekundäre Offenheitsraten von lediglich 15 ± 1% und 0% (p < 0,01).

Abb. 17. Sowohl die primären als auch die sekundären Offenheitsraten femoro-cruraler PTFE-Bypässe, die zu Abstromgebieten mit einem hohen Wellenwiderstand geführt wurden (1. Winkel < -40°), waren signifkant schlechter als bei einem günstigen Widerstand. Sämtliche Bypässe, die einem Winkel von < -40° ausgesetzt wurden, waren innerhalb von 16 Monaten verschlossen.


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Die mittlere Bypassüberlebenszeit femoro-cruraler Grafts mit einem Winkel > -40° betrug dementsprechend 21 ± 2 Monate (primär; 26 ± 2 Monate sekundär), während sie sich bei Phasenwinkeln < -40° auf 4 ± 1 Monate (primär; 7 ± 2 Monate sekundär) verkürzte. Sämtliche Bypässe mit einer Phasenverschiebung von < -40° waren innerhalb von 16 Monaten verschlossen.


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III.2.  Impedanzmessung - nach Prostaglandinapplikation

Der mittlere Perfusionsdruck im EBF-System sank bei femoro-poplitealen Anschlussgefässen nach der Prostaglandinapplikation infolge der induzierten Vasodilatation von 85 ± 2 auf 73 ± 2 mmHg und bei cruralen Gefässen von 81 ± 3 auf 74 ± 2 mmHg (Tab. 5). Mit Ausnahme der A. tibialis posterior war der induzierte Druckabfall in allen Fällen statistisch signifikant (Abb. 18). Ein Abfall des systemischen Blutdruckes ließ sich jedoch in keinem Fall nachweisen.

Abb. 18. Änderungen des Perfusionsdruckes und der Flussraten im EBF-System nach Applikation von 10 µg PGE1. Die induzierte Vasodilatation führte zu einem deutlichen Druckabfall, der mit einem gleichzeitigen Anstieg der volumetrischen Flussraten verbunden war.


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Die mittlere Flussrate stieg dagegen in der Regel deutlich nach Prostaglandingabe an. Bei poplitealen Anschlüssen (P1- und P3-Segment) stieg der mittlere Fluss innerhalb des EBF-Systems von 189 ± 15 auf 227 ± 16 ml/min sowie von 130 ± 10 auf 158 ± 14 ml/min bei femoro-cruralen Gefässen. Der periphere Widerstand (Input-Impedanz) sank nach der Vasodilatation von 0,66 ± 0,06 auf 0,41 ± 0,03 PRU bei poplitealen und von 0,87 ± 0,1 auf 0,7 ± 0,1 PRU bei cruralen Anschlussgefässen (Abb. 19). Der Abfall des Widerstandes war
Abb. 19. Änderungen der Input-Impedanz (linearer Strömungswiderstand) sowie der Charakteristischen Impedanz nach PGE1-Applikation. Während der periphere Widerstand infolge der Vasodilatation deutlich sank, blieb die Charakteristische Impedanz auf ihrem Niveau vor der Prostaglandingabe.


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mit Ausnahme der A. tibialis posterior ebenfalls in allen Fällen statistisch signifikant.

Die Mittelwerte der Charakteristischen Impedanz (Z0) hingegen blieben auf ihrem Niveau vor der Prostaglandingabe und zeigten keine Reaktion auf die Vasodilatation (Tab. 5). Dieses Ergebnis war jedoch erwartet, da die Z0 einer elastischen Materialkonstante ähnelt, die vom Gefässtonus unabhängig sein sollte.

Der Mittelwert des ersten Phasenwinkels, als Indikator des Wellenwiderstandes, zeigte eine ausgeprägte Prostaglandinreaktion, welche in allen Fällen statistisch hoch signifikant war (Abb. 20). So stieg der erste Winkel im Mittel von -24 ± 2° auf -16 ± 2° bei femoro-poplitealen Anschlüssen sowie von -29 ± 2° auf -23 ± 1° bei cruralen Gefässen.

Abb. 20. Die Auswirkungen der PGE1-induzierten Vasodilatation auf die Höhe des Wellenwiderstandes, der durch den ersten Phasenwinkels charakterisiert wurde. Es zeigte sich ein deutlicher Abfall des 1. Winkels der Prostaglandingabe. Die Änderung war für alle peripheren Anschlusshöhen statistisch signifikant.


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III.2.1.  Offenheitsraten femoro-poplitealer und -cruraler Bypässe in Abhängigkeit von der Prostaglandinreaktion

Die Ergebnisse der Cox-Regression zeigten, dass weder die prostaglandin-induzierte Abnahme des distalen Perfusionsdruckes, noch die Zunahme der Flussrate mit den Offenheitsraten der Bypässe assoziiert waren. Gleiches galt für den peripheren Widerstand und die Charakteristische Impedanz. Lediglich die Abnahme der Phasenverschiebungen zwischen Druck- und Flusskurven der cruralen Gefässe, nicht jedoch der poplitealen Anschlüsse, war signifikant mit der Bypassprognose verbunden.

Es zeigte sich darüber hinaus, dass bereits eine Abnahme des Phasenwinkels von 1° nach der PGE1-Applikation (positive Response) statistisch signifikant mit der Offenheitsrate cruraler Bypässe assoziiert war (Abb. 21). Die primären und sekundären Offenheitsraten der Responder innerhalb der Gruppe der femoro-poplitealen Bypässe betrugen 51 ± 1%
Abb. 21. Die primären und sekundären Offenheitsraten der femoro-cruralen Non-Responder waren signifikant schlechter als bei einer positiven PGE1-Reaktion. Sämtliche Bypässe zu Anschlussgebieten, die keine Prostaglandinreaktion zeigten, waren innerhalb von 9 Monaten nach der Operation verschlossen.


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und 61 ± 2%, während die Raten der cruralen Responder bei 62 ± 1% und 63 ± 1% lagen. Die primären und sekundären Offenheitsraten der femoro-poplitealen Non-Responder betrugen dagegen lediglich 21 ± 1 % und 40 ± 2%, sowie 18 ± 1% und 0% für die cruralen Non-Responder. Während die Unterschiede innerhalb der Gruppe der femoro-poplitealen Bypässe statistisch nicht signifikant waren, so zeigte sich innerhalb der cruralen Bypässe eine hoch signifikante Beziehung (p < 0,01). Sämtliche Bypässe zu cruralen Ausstromgebieten, welche nicht mit einer Phasenverkleinerung nach PGE1-Applikation reagierten, waren innerhalb von 9 Monaten nach der Anlage verschlossen (Abb. 21). Im Vergleich zu den Ruhewerten der ersten Phasenwinkel, die eine Bypassprognose der ersten 16 Monate zuliessen, führte die zusätzliche Berücksichtigung der Prostaglandin-Response zu einer deutlichen Verbesserung der prognostischen Einschätzung von cruralen Bypässen.


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III.3.  Korrelation von präoperativer Angiographie und hydraulischer Impedanz

Die primären und sekundären Offenheitsraten der Patienten, bei denen die präoperativen Angiographien zur Bewertung vollständig vorlagen (n = 66), betrugen für femoro-popliteale Bypässe 44% und 60%, sowie für crurale Bypässe 35% und 45%. Weder mit der Kaplan-Meier-Methode noch mit der Cox-Regressions-Analyse ließ sich eine signifikante Beziehung zwischen angiographischem runoff und der Langzeitprognose der Bypässe herleiten.

Eine angiographisch nachweisbare Stenose der A. iliaca externa lag präoperativ in 18 Fällen (27%) vor sowie eine Stenose der A. femoralis communis in 27 Fällen (41%). Relativ häufig fand sich eine Verengung der A. profunda femoris (n = 30, 45%). Eine präoperative Verbesserung des Einstromes durch perkutane transluminale Angioplastie erfolgte in 10 Fällen (15%).

Die gemessenen Durchmesser der Anschlussgefässe wurden in Tabelle 6 dargelegt. Insgesamt waren die poplitealen Gefässe signifikant größer als die cruralen Anschlüsse. Die mittleren Diameter der A. tibialis anterior und A. fibularis waren etwas geringer als die der A. tibialis posterior, wobei der Unterschied statistisch jedoch nicht signifikant war.

Tab. 6. Vergleich der angiographisch ermittelten Gefässdurchmesser (n = 66) mit den intraoperativ gemessenen hämodynamischen Variablen und postoperativ berechneten Impedanzparametern. (Mittelwerte ± SEM). Zx = Input Impedanz, Z0 = Charakteristische Impedanz, 1. Phasenwinkel = Höhe des Winkels der ersten Harmonischen.

Anschlussgefäss

N

angiogr.

Diameter (cm)

SCS/ISCVS- Score

Fluss

(ml/min)

Druck

(mmHg)

Zx

(mmHg/

ml/min)

Z0

1. Phasen-winkel

Supragenual

18

0,51 ± 0,02

3,7 ± 0,6

241 ± 35

82 ± 5

0,45 ± 0,06

0,26 ± 0,02

-21 ± 2

Infragenual

9

0,47 ± 0,04

2,4 ± 0,7

98 ± 11

85 ± 7

0,96 ± 0,08

0,31 ± 0,06

-36 ± 4

A. tibialis posterior

19

0,34 ± 0,03

5,1 ± 0,6

135 ± 16

77 ± 3

0,67 ± 0,06

0,41 ± 0,05

-23 ± 3

A. tibialis anterior

18

0,27 ± 0,02

6 ± 0,6

101 ± 16

76 ± 5

1,1 ± 0,1

0,32 ± 0,03

-34 ± 3

A. fibularis

2

0,26 ± 0,01

8,5 ± 1,5

110 ± 20

92 ± 2

0,52 ± 0,3

0,13 ± 0,1

-38 ± 16


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Die Analyse der Korrelationen zwischen dem angiographisch beurteilten Abstromwiderstand (Rutherford-Index) und den intraoperativ erhobenen hämodynamischen Parametern zeigte, dass weder die Flussrate noch der Perfusionsdruck in den Anschlussgefässen hiermit in Beziehung standen (Tab. 7). Gleiches galt für die Input-Impedanz und die Charakteristische Impedanz. Auch der Wellenwiderstand, gemessen als Phasenverschiebung zwischen Druck- und Flusskurve, zeigte keine signifikante Korrelation mit den Angiographien. Lediglich zwischen Angiographie und dem Durchmesser der Anschlussgefässe bestand ein statistisch signifikanter Zusammenhang.

Tab. 7. Die Korrelationen zwischen dem von der amerikanischen Gesellschaft für Gefässchirurgie (SVS/ISCVS) vorgelegten Score zur Klassifikation des angiographischen Abstromwiderstandes und den hämodynamischen Variablen und Impedanzparametern waren, mit Ausnahme des angiographischen Durchmessers, sehr niedrig. r = Rangkorrelationskoeffzient nach Pearson.

Korrelation

n

angiogr.

Diameter

Fluss

Druck

Zx

Z0

1. Phasenwinkel

SVS/ISCVS-Score

66

r = -0,331

(p < 0.01)

r = -0,07

(p = n.s.)

r = -1,41

(p = n.s.)

r = -0,06

(p = n.s.)

r = 0,008

(p = n.s.)

r = -0,01

(p = n.s.)


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III.4.  Ergebnisse der Particle Image Velocimetry

III.4.1. Taylor-Patch-Anastomose

Die Flussvisualisierung der Taylor-Patch-Anastomose zeigte einen Zentralstrom mit hohen lokalen Geschwindigkeiten, welcher sich im Anastomosenzentrum in Richtung des ante- und retrograden Ausstroms aufteilte (Abb. 22). Im Bereich der Haube und der Ferse der Anastomose entwickelten sich zwei unterschiedlich große Separationszonen. Die größere Flussseparation entstand im Bereich der Haube und war ab 250 ms (Akzelerationsphase) vollständig ausgebildet. Im zeitlichen Verlauf entwickelte sie sich zu einem im Uhrzeigersinn rotierenden Wirbel mit deutlich höheren Geschwindigkeiten in der Peripherie als im Wirbelzentrum (Abb. 23). Während der größten Ausdehnung der

Abb. 22. Rekonstruktion der Taylor-Patch-Anastomose während der Akzelerationsphase des Herzzyklus (250 ms) und einem hohen peripheren Wellenwiderstand. Ein Zentralstrom mit hohen Geschwindigkeiten gelangt in das Zentrum der Anastomose und teilt sich in Richtung des ante- und retrograden Ausstroms auf. Im Bereich der Haube und Ferse der Anastomose fanden sich große Seperationsszonen mit niedrigen lokalen Scherraten.


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Separationszone zum Zeitpunkt 250 ms umfasste sie eine Fläche von 88 mm2, entsprechend 21% der gesamten Anastomosenfläche.

Die kleinere Separation im Bereich der Ferse umspannte demgegenüber lediglich eine Fläche von maximal 16 mm2, entsprechend 4% der gesamten Anastomosenfläche.

Im Bereich des Bodens der Anastomose fand sich eine dreieckige Stagnationszone, welche sich infolge der Aufteilung des Zentralstromes in die beiden Ausstromgebiete ausbildete. Bereiche mit hohem Scherstress waren im Bereich der Übergangszonen zwischen dem Zentralstrom und den Separationen lokalisiert (Tab. 8). Zwischen Zentralstrom und Hauben-Separation fanden sich die höchsten Scherstressbereiche, in denen außerdem hohe negative Schergeschwindigkeiten (engl. strain rates) in Richtung der Separationszonen vorherrschten (Tab. 8). In der Abb. 24 zeigt sich die Entwicklung der hohen Scherstresszonen während der Systole. Im Übergangsbereich zwischen Ferse und Zentralstrom waren Scherstress und Schergeschwindigkeiten geringfügig niedriger. Innerhalb der Separationszonen lagen

Abb. 23. Vektorfeld und Stromliniendarstellung der zentralen Taylor-Patch-Anastomose. Im Bereich der Haubenseparationszone entwickelte sich ab 250 ms ein retrograd fliessender Wirbel, der einen großen Teil des Anastomosenzentrums ausfüllte. Geschwindigkeiten in m/s.


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Abb. 24. Die Scherratenverteilung innerhalb der Taylor-Patch-Anastomose während eines Herzzyklus. Die höchsten Scherraten fanden sich während der Systole in den Übergangsbereichen zwischen dem Zentralstrom und den Hauben(1)- und Fersenseparationen(ヘ2). Die Scherstresserhöhung ist noch während der Diastole nachweisbar.


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die Stresswerte deutlich unterhalb der Werte des Zentralstromes und der Übergangszonen. Darüber hinaus waren sie erheblich niedriger als normale arterielle Wandscherkräfte, welche im Bereich von 5 -15 dynes/cm2 liegen.

Die mittleren systolischen Zentralstromgeschwindigkeiten in Höhe des Anastomosenzentrums betrugen 0,22 ± 0,02 m/s. Aufgrund der besonderen Geometrie einer End-zu-Seit-Anastomose mit Verkleinerung des Strömungsquerschnittes distal des Anastomosenzentrums kam es beim Übertritt des Zentralstroms in die Ausstromregionen zu ausgeprägten Flüssigkeitsbeschleunigungen. Im Bereich des retrograden Ausstromes wurde das Fluid auf 0,52 ± 0,04 m/s sowie im antegraden Ausstrom auf 0,41 ± 0,04 m/s beschleunigt. Die Drücke im Bereich des Einstromes lagen bei 96 ± 1 mmHg, während im retrograden Ausstrom 85 ± 1 mmHg und im antegraden Ausstrom 87 ± 1 mmHg gemessen wurden. Dieses entsprach einem gesamten retrograden Energieverlust von 0,279 m und einem antegraden Verlust von 0,214 m (Tab. 9).

Tab. 8. Mittlere Strömungsgeschwindigkeiten und Scherkräfte in ausgewählten Regionen innerhalb der untersuchten Anastomosen. Im Bereich der Übergangszonen fanden sich Wandscherbedingungen. Zone 1 = Übergang Zentralstrom Haube, Zone 2 = Übergang Zentralstrom Ferse.

Variable

Zentralstrom

Hauben-

region

Fersen-

region

Boden

Übergangs-

zone 1

Übergangs-

zone 2

mittl. Geschwindigkeit

(cm/s)

150 ± 93

27 ± 17

19 ± 10

18 ± 9

10 ± 1

8 ± 1

Scherstress τ,

(dynes/cm2)

0,72 ± 0,4

0,35 ± 0,2

0,28 ± 0,1

0,45 ± 0,2

0,98 ± 0,7

1 ± 0,7

Schergeschwindigkeit ex, (s-1)

10 ± 3

-3 ± 2

1 ± 1

14 ± 2

-43 ± 12

-30 ± 7

Tab. 9. Vergleich der systolischen und diastolischen Energieverluste, welche durch die individuellen Anastomosenformen hervorgerufen werden. Die geringsten Verluste entstanden im Bereich des antegraden Ausstromes der femoro-cruralen Patch-Prothese. Die Verluste werden als Länge (m) der äquivalenten Rohrlänge angegeben, die einen vergleichbaren Energieverlust hervorruft.

Anastomosentyp

systolischer Verlust

diastolischer Verlust

gesamter Verlust

retrograd

antegrad

retrograd

antegrad

retrograd

antegrad

Taylor-Patch

0,145

0,104

0,134

0,110

0,279

0,214

Miller-Cuff

0,145

0,105

0,158

0,121

0,303

0,226

FCPP

0,158

0,055

0,159

0,061

0,317

0,116

 


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III.4.2.  Miller-Cuff-Anastomose

Die Flussvisualisierung der Miller-Cuff-Anastomose ergab ein grundsätzlich vergleichbares Flussmuster wie der Taylor-Patch. Ein Zentralstrom mit hohen Geschwindigkeiten gelangte in das Zentrum der Anastomose, wo er sich in den ante- und retrograden Ausstrom aufteilte (Abb. 25). Wie im Taylor-Patch so fanden sich hier ebenfalls Separationszonen in der Hauben- und Fersenregion. Im Gegensatz zur Taylor-Anastomose entwickelte sich jedoch eine größere Fersenseparation, in welcher sich zusätzlich ein Wirbel mit entgegen dem Uhrzeigersinn bewegender Flussrichtung aufbaute (Abb. 26). Dieser Wirbel besetzte einen Raum von etwa 27 mm2 (entsprechend 10 % der Gesamtregion) zwischen 150 und 650 ms. Während die distale Verkleinerung des Strömungsquerschnittes beim Taylor-Patch fliessend

Abb. 25. Rekonstruktion der Miller-Cuff-Anastomose während der systolischen Akzeleration (Zeitpunkt 250 ms). In ähnlicher Weise wie bei der Taylor-Patch-Form fand sich ein Zentralstrom, der sich im Zentrum der Anastomose aufteilte. Die Bildung von Separationszonen im Bereich der Anastomosenhaube und -ferse sind ebenfalls nachweisbar, jedoch waren sie in diesem Fall geringer ausgeprägt als beim Taylor-Patch. Darüber hinaus zeigte sich im Bereich des ante- und retrograden Aussstroms eine hohe Wiederbeschleunigung des Fluids, welche zu deutlichen Energieverlusten führte.


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erfolgte, so kam es in der Miller-Cuff-Anastomose zu abrupten Verjüngungen im Bereich der Ausstromregionen. Dieses führte zu höheren distalen Flussbeschleunigungen als beim Taylor-Patch (Abb. 29). Die mittleren systolischen Geschwindigkeiten betrugen im Einlassbereich 0,23 ± 0,01 m/s, während sie im retrograden Ausstrom auf 0,57 ± 0,01 m/s und im antegraden Ausstrom auf 0,62 ± 0,01 m/s anstiegen. Die mittleren Drücke im Einlassbereich lagen bei 98 ± 1 mmHg, wohingegen im retrograden Ausstrom lediglich 85 ± 1 mmHg sowie im antegraden Ausstrom 88 ± 1 mmHg gemessen wurden. Infolge der erhöhten distalen Beschleunigung des Fluids im Vergleich zum Taylor-Patch waren die lokalen Energieverluste in diesem Fall höher. Der retrograde Verlust betrug 0,303 m während der antegrade bei 0,226 m lag. Das Scherstressmuster war vergleichbar mit dem der Taylor-Patch-Anastomose. Sehr niedrige Scherkräfte fanden sich auch in diesem Modell im Bereich der Hauben- und der Fersenseparationen. In der Fersenregion herrschten jedoch aufgrund des retrograden Wirbels lokal relativ höhere Scherkräfte vor. Die höchsten Scherkräfte fanden sich jedoch auch in diesem Modell im Verlauf der Transitionszonen.

Abb. 26. Vektorfeld- und Stromliniendarstellung der Fersenregion im Zentrum der Miller-Cuff-Anastomose. Innerhalb der Fersenseparation lag der Scherstress deutlich unterhalb der Werte des Zentralstroms. Darüber hinaus entwickelte sich zwischen 150 und 650 ms ein großer Wirbel, welcher entgegen dem Uhrzeigersinn rotierte. Die höheren Geschwindigkeiten in der Wirbelperipherie führten dazu, dass die Wandscherraten in der Fersenseparation höher als in der Haubenseparation waren. Die Unterschiede waren jedoch statistisch nicht signifikant.


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III.4.3.  Femoro-crurale Patch-Prothese (FCPP)

Das Strömungsmuster innerhalb der FCPP-Anastomose wies ebenfalls einen Zentralstrom mit hohen Strömungsgeschwindigkeiten auf (Abb. 27). Auch in diesem Modell fanden sich Separationszonen in der Hauben- und Fersenregion. Diese Zonen waren jedoch deutlich kleiner als bei den Taylor-Patch und Miller-Cuff-Anastomosen und belegten bei 250 ms lediglich 9% (Haube, 34 mm2) und 3 % (Ferse, 11 mm2) der gesamten Anastomosenfläche.

Aufgrund der besonderen Geometrie, welche den Bereich der Taylor-Stagnationszone aussparte, kam es darüber hinaus nicht zur Entstehung einer vergleichbaren Stagnationszone.

Insgesamt erschien die Verteilung der Geschwindigkeiten homogener. Da der antegrade Ausstrom als direkte Fortsetzung aus dem Anastomosenzentrum entsprang, kam es nicht zu den sprunghaften Fluidbeschleunigungen, wie sie in den vorher genannten Modellen nachweisbar waren. Lediglich im retrograden Schenkel wurden diese energetisch ungünstigen Beschleunigen nachgewiesen.

Abb. 27. Die Rekonstruktion der femoro-cruralen Patch-Prothese (FCPP) während der systolischen Beschleunigungsphase (250 ms). Es zeigte sich eine weitgehend homogene Geschwindigkeitsverteil-ung mit Ausbildung von relativ kleinen Hauben- und Fersenseparationen. Im Bereich des antegraden Ausstroms, welcher nahtlos aus dem Anastomosenzentrum überging, fand sich lediglich eine geringe Fluidbeschleunigung, wohingegen die retrograde Akzeleration vergleichbar mit den übrigen Anastomosen war.


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Die mittleren systolischen Geschwindigkeiten im Bereich des Einstromes der FCPP betrugen 0,23 ± 0,01 m/s, während im retrograden Ausstrom 0,40 ± 0,03 m/s und antegrad lediglich 0,25 ± 0,03 m/s gemessen wurden (Abb. 28).

Die homogene Geschwindigkeitsverteilung machte sich ebenfalls in den geringeren antegraden Druckverlusten spürbar. Die mittleren Drücke auf Höhe des Einlasses lagen im

Abb. 28. Vergleich der mittleren Geschwindigkeiten im Bereich des Einstromes sowie im ante- und retrograden Ausstrom der drei Anastomosenformen. Während die Geschwindigkeiten auf Höhe des Einlasses noch vergleichbar waren, so zeigte sich eine ausgeprägte Fluidbeschleunigung vor allem in der Miller-Cuff und Taylor-Patch-Anastomose, während insbesondere der antegrade Schenkel der FCPP eine homogene Geschwindigkeitsverteilung aufwies.


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Mittel bei 96 ± 1 mmHg sowie im retrograden Ausstrom 83 ± 1 mmHg. Demgegenüber betrugen die Drücke im antegraden Schenkel mit im Mittel 91 ± 1 mmHg nur gering unter den Druckwerten, welche im Einlassbereich gemessen wurden.

Die berechneten totalen Energieverluste waren dementsprechend 0,32 m für den retrograden und nur 0,12 m für den antegraden Schenkel.

Auch in der FCPP fanden sich die höchsten Scherkräfte im Bereich der Übergangszonen zwischen dem Zentralstrom und den Separationszonen. Die lokalen Scherstressraten in der Haubenseparation waren geringfügig niedriger als bei den Taylor-Patch und Miller-Cuff Modellen, während sie innerhalb der Fersenregion aufgrund der geringen Größe im Vergleich deutlich höher waren.


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08.06.2004