11 Defibrillatorimplantation

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1 Zweikammer- versus Einkammer-ICD Defibrillatorimplantation Defibrillatorelektroden A. Buob, J. Jung Das Wichtigste in Kürze Nahezu alle ICD-Patienten können heute mit transvenösen Elektrodensystemen versorgt werden. Im Unterschied zu rein antibradykarden Schrittmachersonden sind transvenöse ICD-Sonden durch die Integration von einer oder zwei Defibrillationselektroden komplexer aufgebaut. Die meisten heutzutage implantierten Sonden besitzen einen mehrlumigen Aufbau und eine Silikonisolierung. Hauptunterschiede bestehen in der Anzahl der Schockwendeln (so genannte Single-coil- oder Dual-coil-Elektroden) sowie in der Art der Wahrnehmung: entweder konventionell bipolar zwischen der Elektrodenspitze und einem weiter proximal gelegenen Ring oder integriert bipolar zwischen der Elektrodenspitze und der distalen Schockwendel. Fehlfunktionen aufgrund von Isolationsdefekten oder Elektrodenbrüchen sind bei ICD-Sonden nicht selten, können die Wahrnehmungsfunktion (Oversensing oder Undersensing), die Stimulations- und auch die Defibrillationsfunktion betreffen und begründen wegen der potentiell schwerwiegenden Konsequenzen oft die Notwendigkeit einer Elektrodenrevision. chronisationssysteme, wobei selbst Defibrillationswendeln in linksventrikulären Koronarvenen positioniert wurden (Abb. 11.1). Die von den verschiedenen Herstellern angebotenen Sonden können sich in einigen wesentlichen Eigenschaften unterscheiden. Eine ideale ICD-Sonde sollte selbstverständlich eine optimale Signalerkennung mit einer möglichst effektiven Defibrillationsfunktion verbinden. Daneben sollte sie durch einfaches Handling kurze Implantationszeiten ermöglichen und eine hohe Langzeitstabilität besitzen. Um dies zu erreichen, muss für jeden Patienten das geeignete Elektrodensystem individuell ausgesucht werden. Neben dem prinzipiellen Aufbau sollen daher im Folgenden auch wesentliche Unterschiede zwischen den einzelnen Sondentypen besprochen werden. Elektrodenkonfigurationen Bei mehr als 95 % aller ICD-Patienten kann heute mit einer einzigen transvenösen ICD-Sonde eine ausreichende Schockfunktion, d.h. eine ausreichend niedrige Defibrillationsschwelle (DFT) sichergestellt werden. Die Defibrillation erfolgt in den meisten Fällen über einen Strompfad zwischen einer oder zwei Schockwendeln der ICD-Sonde und dem elektrisch aktiven Gerätegehäuse (Grundlagen der Defibrillation). Üblicherweise dient die distale, im rechten Ventrikel gelegene Schockwendel als Kathode. Eine mögliche Einleitung ICD-Sonden stellen einen wesentlichen, vielleicht sogar den kritischsten Bestandteil implantierbarer Defibrillationssysteme dar. Im Vergleich zu reinen Schrittmachersonden ist ihr Aufbau durch die zusätzliche Integration von ein bis zwei Defibrillationselektroden komplexer. Daher sind auch mit größerer Häufigkeit Funktionsstörungen zu erwarten. Dazu kommt, dass Fehlfunktionen von ICD-Systemen fast immer potentiell lebensbedrohlich sind: Undersensing kann die Detektion lebensbedrohlicher Arrhythmien verhindern, eine Störung des hochenergetischen Schockstromkreises zum Verlust effektiver Defibrillationsfunktion führen und Oversensing inadäquate Therapieabgaben hervorrufen. Bei nahezu allen Patienten werden heute rein transvenöse Elektrodensysteme für die Implantation verwendet. Dies gilt für Ein-, Zweikammer- und Resyn- Abb Resynchronisationssystem mit ICD-Back-up. Dualcoil-Elektrode im rechten Ventrikel (RV), Schrittmacherelektrode im rechten Vorhof (RA) und im Koronarvenensinus (CS).

2 Defibrillatorimplantation zweite Schockwendel im Bereich der oberen Hohlvene oder des oberen rechten Vorhofes besitzt dann gleich wie das Gerätegehäuse die Funktion der Anode. Bei einigen Herstellern kann die Polarität des Schockvektors umprogrammiert werden. Die ICD-Sonde dient außerdem der Wahrnehmung und Stimulation im rechten Ventrikel. In seltenen Fällen kann es erforderlich sein, eine separate Wahrnehmungs- und Stimulationselektrode in der rechten Kammer zu implantieren, wenn beispielsweise eine ausreichende Wahrnehmung und Stimulation nur in einer atypischen rechtsventrikulären Position sichergestellt werden kann. Für eine sichere Defibrillationsfunktion ist eine ausreichende Sicherheitsspanne zwischen der maximalen Schockenergie des Aggregats und der (bei Implantation) überprüften Defibrillationsschwelle notwendig. Kann diese Anforderung (in seltenen Fällen) mit der üblichen Elektrodenkonfiguration nicht erfüllt und trotz Modifikation der Elektrodenlage keine ausreichende DFT erreicht werden, bietet sich zur Senkung der Defibrillationsschwelle die Implantation einer zusätzlichen linksthorakalen subkutanen Fingerelektrode (array) an. Bei der Implantation von Zweikammersystemen werden im rechten Vorhof konventionelle Schrittmacherelektroden eingesetzt. Eine Neuentwicklung stellt die von einem Hersteller (Biotronik) angebotene VDD- Elektrode dar. Dabei ist in eine übliche (Single coil-) ICD-Sonde ein atrialer Wahrnehmungsdipol integriert. Charakteristik unterschiedlicher ICD-Elektroden Die Unterschiede zwischen den früher und jetzt verwandten rechtsventrikulären ICD-Sonden betreffen v.a. den Aufbau des Sondenkörpers (coaxial vs. mehrlumig), die äußere Isolation (Polyurethan vs. Silikon), die Anzahl der integrierten Schockwendeln (eine oder zwei) und die Wahrnehmungsfunktion (true-bipolar vs. integriert-bipolar). Die Charakteristik gebräuchlicher Sondenmodelle ist in Tab zusammengefasst (7). Weitere Unterschiede bestehen in der Fixationsmöglichkeit: Wie übliche Schrittmacher werden auch ICD-Sonden mit aktiver und passiver Fixierung angeboten, die mittels feststehender oder ausfahrbarer Schraube und mit Ankern erfolgen kann. Zur Sicherstellung chronisch niedriger Stimulationsreizschwellen werden meistens steroideluierende Elektroden eingesetzt. Andere Konzepte versuchen, dies über eine Veränderung der Oberflächen des Elektrodenkopfes (z.b. fraktale Beschichtung) zu erreichen. Wie bei den Fixierungsmechanismen handelt es sich dabei jedoch nicht um spezifische Eigenschaften von ICD-Sonden, so dass auf das Sondenkapitel im Schrittmacherteil verwiesen wird. Sondendesign Coaxiale ICD-Sonden besitzen einen zwiebelschalenartig schichtförmigen Aufbau. Dabei sind konzentrisch von innen nach außen spiralförmige Leiter für die Detektion/Stimulation und für die Defibrillation angeordnet. Zwischen den einzelnen Konduktoren befindet sich jeweils eine eigene Isolationsschicht. Bei den gegenwärtig verwendeten ICD-Sonden wird jedoch der mehrlumige Aufbau bevorzugt. Hier sind die Leiter für die Detektion, Stimulation und Defibrillation parallel innerhalb eines Elektrodenkörpers angeordnet und jeweils von einer eigenen Isolationsschicht umhüllt (Abb. 11.2). Zur Stabilisierung sind im Elektrodenkörper zusätzlich längs angeordnete Hohlräume enthalten. Vorteile mehrlumiger ICD-Elektroden sind ein geringerer Durchmesser und eine bessere Langzeitstabilität (10). Tabelle 11.1 Charakteristik verschiedener ICD-Elektroden (nach 7) Hersteller Elektrode Elektrodenkörper Isolation Sensing Anzahl der Schockwendeln Medtronic Transvene coaxial Polyurethan bipolar 1 Sprint mehrlumig Silikon bipolar/integriert bipolar 1/2 CPI/Guidant Endotak mehrlumig Silikon integriert bipolar 2 Endurance mehrlumig Silikon integriert bipolar 2 Reliance mehrlumig Silikon integriert bipolar 1/2 Ventritex/SJM TVL coaxial Silikon bipolar/integriert bipolar 1 SPL mehrlumig Silikon integriert bipolar 2 Riata mehrlumig Silikon bipolar 2 Biotronik SPS mehrlumig Silikon bipolar 1 Kainox mehrlumig Silikon bipolar 1/2 Kentrox mehrlumig Silikon bipolar 1

3 Defibrillatorelektroden 393 A B C C Abb Querschnitte durch eine ICD-Elektrode (Dual-coil-Elektrode, schematische Darstellung). A. Stimulations-Detektionselektrode; B. Äußere Isolationsschicht; C. Defibrillationselektrode. Elektrodenisolation Bei den meisten ICD-Elektroden wird Silikon zur Isolierung verwendet. Dabei handelt es sich um ein inertes Material mit einer hohen Biokompatibilität und Flexibilität. Nachteil ist die hohe Empfindlichkeit gegenüber mechanischer Beanspruchung, die zu einem Abrieb äußerer Isolationsschichten schon bei der Implantation führen kann. Ein weiterer Nachteil ist der hohe Reibungskoeffizient, der die Beweglichkeit bei der Einführung in das Gefäß, insbesondere auch entlang einer benachbarten Sonde erschwert. Polyurethan besitzt einen geringeren Reibungswiderstand, eine höhere Steifigkeit sowie eine höhere Reiß- und Zugfestigkeit. Dies bedingt eine prinzipiell dünnere Isolation und damit einen geringeren Durchmesser von Polyurethansonden. Nachteil dieses Materials ist das so genannte stress cracking, eine Depolymerisierung bei mechanischer Beanspruchung. Zusätzlich besteht das Problem einer möglichen Oxidation des Materials: Im Rahmen von Entzündungsreaktionen kann aus Makrophagen freigesetztes H 2 O 2 durch die Isolation diffundieren, zu einer Radikalfreisetzung aus dem Metall des Leiters führen und letztlich eine Zerstörung der Polyurethanisolation bewirken. Teilweise werden Kombinationen aus verschiedenen Materialien zur Isolation des Sondenkörpers und der einzelnen Leiter verwendet. Dabei kommen zusätzlich auch Fluoropolyene wie zum Beispiel PTFE zum Einsatz. Dieses Material besitzt den Vorteil einer sehr hohen Biokompatibilität, ist jedoch in der Herstellung teuer und aufwändig. Als äußerste Isolationsschicht eingesetzt soll PTFE einen Schutz gegenüber Abrieb bewirken und das Einwachsen (v.a. der Schockwendeln) in das umliegende Gewebe (z.b. obere Hohlvene) verhindern. Single-coil- vs. Dual-coil-Elektroden Eine transvenöse Defibrillationssonde kann eine oder zwei Schockwendeln enthalten und wird entsprechend als Single-coil- oder Dual-coil-Elektrode bezeichnet. Eine Single-coil-Sonde bietet neben einer besseren Manövrierbarkeit während der Implantation auch den Vorteil einer einfacheren und sichereren Entfernungsmöglichkeit, die nicht von einer proximal verwachsenen Schockwendel behindert wird. Eine Dual-coil-Sonde ist komplexer aufgebaut und weist deshalb meist größere Durchmesser auf (Abb. 11.3). Als potentieller Vorteil wird die Verminderung der notwendigen Defibrillationsenergie betrachtet. Für die niedrigere Defibrillationsschwelle ist jedoch weniger der veränderte, bidirektionale Schockvektor, sondern mehr die niedrigere Schockimpedanz verantwortlich zu machen, die zu einer höheren Stromstärke in den betreffenden Myokardarealen führt (4). Der theoretische Vorteil einer niedrigeren Defibrillationsschwelle wurde jedoch in zwei Untersuchungen mit ICD-Systemen neuerer Generation nicht bestätigt werden, die bei 76 bzw. 83 Patienten zwischen Singleund Dual-coil-Konfigurationen keinen Unterschied in der Defibrillationsschwelle fanden (12, 13). Trotzdem erscheint es durchaus vorstellbar, dass einige Patienten abhängig von der Körpergröße, dem Herzvolumen und der Myokardmasse von einer der beiden Konfigurationen mehr profitieren. Bipolare versus integriert bipolare Wahrnehmung Bei Wahrnehmung zwischen der Elektrodenspitze (tip) und einem weiter proximal gelegenen Ring wird wie bei üblicher Schrittmachertechnik von true bipolar sensing gesprochen. Sonden mit dieser Konfiguration können eine oder zwei Schockwendeln enthalten, so dass es sich letztlich um tri- oder quadripolare Elektroden handelt.

4 Defibrillatorimplantation Abb Schematische Darstellung des Aufbaus einer integriert bipolaren Single-coil-Elektrode. 1. Distale Stimulations-Detektionselektrode 2. Defibrillationselektrode und proximale Stimulations-Detektionselektrode 3. Nahtmanschetten 4. Y-Verteiler 5. Stecker der Defibrillationselektrode 6. Stecker der Stimulations-Detektionslelektroden Als Nachteil dieser Konstruktion wird angesehen, dass die Schockwendel erst in einiger Entfernung zur Sondenspitze angeordnet ist und wegen der Entfernung zur Ventrikelspitze hohe Defibrillationsenergien braucht. Dies kann vermieden werden, indem auf die Ringelektrode verzichtet und die distale Schockwendel in die Wahrnehmungsfunktion eingebunden wird ( integrated bipolar sensing ). Die Wahrnehmung erfolgt dann zwischen Elektrodenspitze und distaler Schockwendel. Solche Modelle bieten den Vorteil eines einfacheren Aufbaus. Außerdem rückt die distale Schockwendel näher an die Sondenspitze, verspricht engeren Kontakt mit dem apikalen oder septalen Myokard und letztlich eine verbesserte Defibrillationsfunktion. Bei älteren Modellen führte jedoch ein zu geringer Abstand zwischen Spitze und Schockwendel zu Sensing-Problemen bei der Redetektion von Kammerflimmern nach erfolglosem Schock (1, 5). Durch eine Verlängerung des Abstandes ( pullback ) von der Spitze zur distalen Schockwendel konnte dieses Problem jedoch weitgehend behoben werden. Da die Wahrnehmung über eine längere Antenne erfolgt, ist ein weiterer Nachteil der integriert bipolaren Wahrnehmung die größere Anfälligkeit gegen Oversensing von Myopotentialen, T-Wellen, aber auch P-Wellen. Letzteres gilt insbesondere, wenn die Schockwendel nicht gänzlich intraventrikulär positioniert ist (16). Subkutane Fingerelektroden Bei einer nicht ausreichend niedrigen Defibrillationsschwelle bietet sich die Möglichkeit der zusätzlichen Implantation einer subkutanen Fingerelektrode (SQ-Array). Diese Elektroden besitzen üblicherweise eine bis drei fingerartig angeordnete Schockcoils, die entlang der Interkostalräume subkutan im Bereich der linkslateralen Thoraxwand eingeführt werden (Abb. 11.4a, b). Die einzelnen Elektrodenfinger werden über ein Verbindungsstück und einen Y-Konnektor mit der proximalen Schockwendel der rechtsventrikulären Sonde parallel geschaltet. Die Implantation einer subkutanen Fingerelektrode kann in Kombination mit einer rechtsventrikulären Schockelektrode zur signifikanten Senkung der Defibrillationsschwelle führen (6). Vergleichende Untersuchungen zeigen außerdem die Überlegenheit subkutaner Finger- gegenüber Flächenelektroden (Patch) in Bezug auf Defibrillationseffizienz und Komplikationsraten (9). Die Notwendigkeit des Einsatzes einer solchen Elektrode liegt heute bei deutlich unter 5 % aller Implantationen und ist durch klinische Parameter präoperativ nicht vorhersehbar (15). Langzeitprobleme bei ICD-Elektroden Fehlfunktionen chronisch implantierter Sonden sind fast immer durch einen Isolationsdefekt oder den Bruch einer oder mehrerer Konduktoren verursacht. Klinisch lassen sich diese Fehlfunktionen oft nicht sicher unterscheiden, denn beide Ursachen können zu Störungen der Wahrnehmungs-, Stimulations- oder Defibrillationsfunktion führen. In Abhängigkeit vom Elektrodentyp treten bestimmte Defekte bevorzugt auf: Polyurethan zeigt häufiger Defekte der inneren Isolationsschichten. Bei silikonisolierten Sonden findet sich bevorzugt mechanisch verursachter Abrieb mit Defekt der äußeren Isolierung. Mechanische Faktoren sind überhaupt Ursache der meisten Elektrodenfehlfunktionen:

5 Defibrillatorelektroden 395 Abb. 11.4a, b Ein-Kammer-ICD mit SQ-Array. Rechtsventrikuläre Dualcoil-Elektrode (DC), subkutane Fingerelektrode (FE), pektoral implantiertes Aggregat A. Röntgen-Thorax im posterior-anterioren (a) und im seitlichen Strahlengang (b). a b Reibung am ICD-Gehäuse kann zu Isolationsdefekten der Sonde bis hin zu einem Kurzschluss des Schockstromkreises führen; ebenso können kontinuierliche Zugkräfte Isolationsdefekte und die Kompression der Sonde zwischen Klavikel und erster Rippe Elektrodenbrüche ( subclavian-crush-syndrome ) verursachen. Um dies zu vermeiden, wird die V. cephalica als Gefäßzugang bevorzugt. Kann diese nicht genutzt werden, ist eine möglichst laterale Punktion der V. subclavia zu empfehlen (Kapitel Implantation). Die Häufigkeit von Fehlfunktionen war bei epikardial implantierten Elektroden größer als bei transvenösen Sonden. Elektrodenfehlfunktionen zeigten sich auch in Kombination mit abdominell implantierten Aggregaten häufiger als mit pektoraler Platzierung (14). Mit Zunahme der Zeit nach Implantation steigt die Rate an Elektrodenfehlfunktion, allerdings sind Langzeitdaten über die genaue Inzidenz nur schwierig zu erhalten. Dies liegt zum einen an der relativ kurzen Nachbeobachtungsphase in den bisher veröffentlichten Studien, die häufig nur einen Zeitraum von weniger als 5 Jahren umfassen, zum anderen gibt es mit den meisten gegenwärtig implantierten Sonden nur beschränkte Langzeiterfahrung. Wiederholt wurde über gehäufte Fehlfunktionen bei älteren, früher häufig implantierten Modellen (Transvene 6884, 6936 und 6966, Medtronic) mit koaxialem Aufbau und Polyurethanisolierung berichtet (2, 8). Dabei wurde als mittlere Zeit bis zur ersten detektierten Fehlfunktion eine Spanne von 4,8 bis 6 Jahren angegeben. Nach 8 Jahren waren nur noch 62 % der Sonden voll funktionstüchtig. Störungen manifestierten sich in der Regel durch Oversensing (bei 76 %), wobei zwei Drittel der betroffenen Patienten bereits inadäquate Schocks erhalten hatten. Charakteristisch für diese Sondenmodelle ist auch ein Oversensing unmittelbar nach der Schockabgabe (3). Zurückgeführt wurden diese Fehlfunktionen meist auf (innere) Isolationsdefekte. Auch bei silikonisolierten Sonden älterer Baureihen wurde über eine nicht unerhebliche Häufung von Fehlfunktionen im Langzeitverlauf berichtet (11). Bei einer Untersuchung an 130 Patienten betrug diese 6 % innerhalb eines Zeitraumes von nur 2 Jahren. Betroffen waren dabei v.a. ältere Endotaksonden bei abdomineller Aggregatimplantation (Endotak 60 74, CPI/Guidant). In den meisten Fällen zeigte sich der Defekt im proximalen, d.h. aggregatnahen Bereich der Sonde. Das bei Sondenfehlern meist beobachtete Oversensing führt glücklicherweise nicht immer zu inadäquaten Schockentladungen. Oft finden sich nur zahlreiche falsche, nichtanhaltende Arrhythmie-Episoden im EGM-Speicher. Die bei den regulären ICD-Kontrollen bestimmten Signalamplituden, Stimulationsreizschwellen und Stimulationsimpedanzen erweisen sich häufig als nicht geeignet, Isolationsdefekte und Elektrodenbrüche zu erfassen, wenn nur der Schockstromkreis betroffen ist. Regelmäßige Überprüfung der Defibrillationsfunktion durch Induktion von Kammerflimmern ist aufwändig und mit Risiken verbunden. Die Möglichkeit der nicht invasiven, unterschwelligen und damit schmerzlosen Bestimmung der Schockimpedanz bei neueren Geräten bietet hier jedoch einen entscheidenden Fortschritt; genauere Daten zur Wertigkeit dieses Parameters für die Überwachung der Langzeitstabilität von ICD-Sonden liegen jedoch noch nicht vor. Zu beachten ist außerdem, dass die nicht invasive Bestimmung der Schockimpedanz (auch als HV-Impedanz bezeichnet) bei den verschiedenen Herstellern nicht einheitlich erfolgt. So wird beispielsweise bei Medtronic-Aggregaten bis einschließlich der GEM-Baureihe der Messimpuls zwischen der Elektrodenspitze und der Schockwendel abgegeben, so dass bei einem Exit-Block auch keine HV-Impedanz gemessen werden kann. Literatur 1. Cooklin M, Tummala RV, Peters RW, Shorofsky SR, Gold MR. Comparison of bipolar and integrated sensing for redetection of ventricular fibrillation. Am Heart J 1999; 138: