Aus der Klinik für Allgemein-, Viszeral- und Transplantationschirurgie
(Direktor: Prof. Dr. med. P. Neuhaus)

Der Einfluss der hydraulischen Impedanz auf die Prognose und lokale Hämodynamik femoro-infrainguinaler Rekonstruktionen

Habilitationsschrift

zur Erlangung der Venia legendi
für das Fach Chirurgie

an der

Charité, Campus Virchow-Klinikum
der Humboldt-Universität zu Berlin

vorgelegt von
Dr. med. Michael Heise

Berlin 2003

Datum des öffentlich-wissenschaftlichen Vortrags: 18. März 2004

Gutachter:
1. Prof. Dr. med. Jens Allenberg, Heidelberg
2. Prof. Dr. med. Wilhelm Sandmann, Düsseldorf

Inhaltsverzeichnis

• I.  Einleitung
  • I.1. Die hydraulische Impedanz
  • I.2.  Der Einfluss von Prostaglandin E1 auf die hydraulische Impedanz
  • I.3. Die Korrelation von Angiographie und hydraulischer Impedanz
  • I.4. Der Einfluss der hydraulischen Impedanz auf die lokale Hämodynamik cruraler Anastomosen
  • I.5.  Fragestellungen
• II.  Material und Methoden
  • II.1. Methodenteil 1, Intraoperative Messung der hydraulischen Impedanz
    • II.1.1. Die extrakorporale Bypassfluss-Messung (EBF)
    • II.1.2. Die Berechnung der hydraulischen Impedanz
    • II.1.3.  Klinische Studiendaten
    • II.1.4.  Die Bewertung des angiographischen Abstromwiderstandes
    • II.1.5. Statistik
  • II.2.  Methodenteil 2, Particle Image Velocimetry (PIV)
    • II.2.1. Herstellung der Anastomosenmodelle
    • II.2.2.  Modellkreislauf
    • II.2.3. Particle Image Velocimetry (PIV)
• III.  Ergebnisse
  • III.1. Impedanzmessung - nativ
    • III.1.1.  Primäre und sekundäre Offenheitsraten
    • III.1.2. Offenheitsraten femoro-poplitealer Bypässe in Abhängigkeit vom Wellenwiderstand
    • III.1.3.  Offenheitsraten femoro-cruraler Bypässe in Abhängigkeit vom Wellenwiderstand
  • III.2.  Impedanzmessung - nach Prostaglandinapplikation
    • III.2.1.  Offenheitsraten femoro-poplitealer und -cruraler Bypässe in Abhängigkeit von der Prostaglandinreaktion
  • III.3.  Korrelation von präoperativer Angiographie und hydraulischer Impedanz
  • III.4.  Ergebnisse der Particle Image Velocimetry
    • III.4.1. Taylor-Patch-Anastomose
    • III.4.2.  Miller-Cuff-Anastomose
    • III.4.3.  Femoro-crurale Patch-Prothese (FCPP)
• IV.  Diskussion
• V.  Zusammenfassung
• Literaturverzeichnis
• Abkürzungsverzeichnis
• Danksagung
• EIDESSTATTLICHE VERSICHERUNG

Tabellen

• Tab. 1. Das kardiovaskuläre Risikoprofil der teilnehmenden Patienten.
• Tab. 2: Berechnung des angiographischen Abstromwiderstandes anhand der Angiographie. Die einzelnen Abstromgebiete wurden entsprechend ihrer angiographischen Visualisierung und ihrer individuellen Bedeutung für die jeweilige distale Anastomose bewertet und die Ergebnisse addiert. Zu jeder Summe wurde ein Basiswiderstand von 1 hinzuaddiert.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.

Bilder

• Abb. 1. In einer Strömung mit vorhandenen Wellenreflexionen von distal kommt es zu Formveränderungen und Phasenverschiebungen.
• Abb. 2. Darstellung des verwendeten Messystems für die intraoperative Widerstandsmessung. Der großlumige Silikonschlauch wird temporär zwischen der freigelegten proximalen und distalen Anastomosenregion interponiert. Bei cruralen Bypässen ist distal eine selektive ante- und retrograde Messung durch Verwendung von vessel tips möglich (Einschub). Die integrierten Fluss- und Druckmessköpfe erlauben die simultane Erfassung der Fluss- und Druckkurven an einer definierten Stelle.
• Abb. 3. Zeichnung der extrakorporalen-Bypassflow-Messung (EBF). Die in-situ Anordnung des temporären Silikonbypass erlaubte die Erfassung des Abstromwiderstandes unter Verwendung von pulsatiler Strömung mit physiologischer Viskosität und Temperatur. Die Konstruktion des EBF ermöglichte darüber hinaus die kontrollierte Applikation von vasoaktiven Substanzen. In der vorgelegten Studie wurde hiermit der Einfluss von Prostaglandin E1 auf die Parameter der hydraulischen Impedanz untersucht.
• Abb. 4. Beispiel der Fourier-Transformation einer Druckkurve. Durch die Addition von insgesamt sechs individuellen Harmonischen wird die Druckwelle bereits ausreichend abgebildet. Die 1. Harmonische, deren Phasenverschiebung für die Berechnung des Wellenwiderstandes herangezogen wurde, repräsentiert die Grundschwingung des Signals.
• Abb. 5. Modulus- (oben) und Phasendarstellung (unten) der hydraulischen Impedanz einer cruralen Arterie. Die Input-Impedanz ist direkt als Mittelwert der Druck- und Flusskurve (0. Harmonische) ablesbar, während die Charakteristische Impedanz aus den höheren Impedanzmoduli geschätzt werden muss. Die initial negativen Phasenwinkel zeigen an, dass die Flusswelle zeitlich vor der Druckwelle verläuft.
• Abb. 6. Silikonmodell der verwendeten femoro-cruralen Patch-Prothese. Die Pfeile deuten die Flussrichtung an.
• Abb. 7. Schema der untersuchten cruralen Anastomosenformen mit den entsprechenden Silikonmodellen. Während bei der Taylor-Anastomose nur ein venöser Erweiterungspatch Anwendung findet, wird beim Miller-Cuff ein ganzes Venensegment interponiert. Bei der femoro-cruralen Patch-Prothese wird die endgültige Form durch Interposition eines PTFE-Patches erreicht.
• Abb. 8. Darstellung des für die Particle Image Velocimetry verwendeten Modellkreislaufs. Das Silikonmodell der Anastomose wird mit einer pulsatilen Strömung perfundiert. Die CCD-Kamera erfasst den durch einen gepulsten Nd:YAG-Laser produzierten Lichtschnitt, der durch dasZentrum der Anastomose geführt wurde.
• Abb. 9. Durch die sogenannte Light-sheet-Optik wurde das rund einfallende Laserlicht so umgelenkt, dass eine parallele Lichtebene (engl. light sheet) entstand.
• Abb. 10. Rasterelektronenmikroskopische Aufnahme der Glassphären, welche als Tracer-Partikel zur Flüssigkeit beigegeben wurden. Das Streulicht dieser Partikel wird für die Berechnung der lokalen Geschwindigkeitsvektoren verwendet.
• Abb. 11. Originalregistrierung von Druck- und Flusskurven des Modellkreislaufes. Das gezeigte Triggersignal wurde zur Steuerung des Lasers verwendet. Durch die Triggerung wurde die gezielte schrittweise Erfassung des gesamten Herzzyklus zum Vergleich der drei Anastomosenformen möglich.
• Abb. 12. Ausschnitt aus dem Einstrombereich der Taylor-Patch-Anastomose. Die Bildinformationen der beiden Aufnahmen, welche im Abstand von 500 µs entstanden, wurden mit Hilfe von Kreuz-korrelationsalgorithmen weiterverarbeitet, um die lokalen Geschwindigkeiten innerhalb von Interrogationsarealen zu berechnen. Die endgültigen Interrogationsareale hatten in der vorgelegten Arbeit eine Größe von 32 x 32 Pixel.
• Abb. 13. Die Partikelverschiebungen zwischen beiden Belichtungen wurden für jedes Interrogationsareal individuell berechnet. Lokale Geschwindigkeiten und Richtungen der Fluidpartikel wurden mit Hilfe von Pfeildiagrammen dargestellt, wobei die Pfeillänge proportional zur gemessen Geschwindigkeit war.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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.
• Abb. 29. Theorie des effektiven Zentralstroms, dargestellt am Beispiel einer distalen End-zu-Seit-Anastomose (Taylor-Patch). Im Bereich der Separations- und Stagnationszonen kommt es zur Bildung von subendothelialen Hyperplasiepolstern. In der Übergangszone im Randbereich des effektiven Zentralstromes herrschen hohe Scherstressfelder, die den weiteren Progress der IH-Bildung möglicherweise aufhalten können.