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Kontrolle der elektrischen Erregungsausbreitung im Herzen

Arbeitsgruppe 8.41

Elektrische Erregungsausbreitung im Herzen


Die Kontraktion des Herzens wird durch elektrische Signale koordiniert, deren Ausbreitung durch die elektrische Erregbarkeit der Herzmuskelzellen ermöglicht wird: Die Anhebung des Transmembranpotentials einer Zelle über einen bestimmten Schwellwert löst ein Aktionspotential aus, welches wiederum zur Anhebung der Transmembranpotentiale benachbarter Zellen führt. In der Folge breitet sich eine nichtlineare elektrische Erregungswelle im Herzgewebe aus. Die Störung der Koordination dieser Welle kann fatale Folgen haben. So ist das Kammerflimmern, die unkoordinierte Kontraktion des Muskelgewebes der Herzkammern, eine der häufigsten Todesursachen. Die einzige effektive Therapie besteht in der elektrischen Defibrillation, also der Abgabe eines starken Stromstoßes in das Herzgewebe. Naturgemäß ist dies mit starken Nebenwirkungen verbunden. Ein genaueres Verständnis der zu Grunde liegenden physikalischen und physiologischen Prozesse soll zur Entwicklung eines optimierten Defibrillationsverfahrens beitragen. 


Die komplexe Elektrophysiologie des Herzens

Das Erregungsleitungssystem des Herzen ist zweifelsohne ein komplexes System. Während die Aufgabe der meisten Herzmuskelzellen (Kardiomyozyten) in der koordinierten Kontraktion und in der Weiterleitung von Aktionspotentialen besteht, haben sich bestimmte Kardiomyozyten auf die Erzeugung (im Sinusknoten) und schnelle Weiterleitung (im His-Purkinje-System) von Aktionspotentialen spezialisiert. Eine Vielzahl spannungs- und liganden-gesteuerter Ionenkanäle lösen koordiniert das Aktionspotential und die Kontraktion einzelner Kardiomyozyten aus. Sogenannte Gap Junctions ermöglichen die Diffusion der Ionen in benachbarte Zellen und damit die Erregungsausbreitung. Somit kann Herzgewebe als anregbares Medium aufgefasst werden. Aufgrund der erwähnten Diversität der Kardiomyozyten ist das Medium sehr heterogen. Darüber hinaus gibt es weitere, nicht weniger bedeutende Quellen elektrophysiologischer Heterogenität wie z.B. Blutgefäße, Fetteinlagerungen und unregelmäßige Einbuchtungen in der Herzinnenwand. Zusätzlich ist das Medium aufgrund der länglichen Form der Kardiomyozyten und der ungleichmäßigen Verteilung der Gap Junctions hochgradig anisotrop. Typische Anregungsmuster (ebene Wellen, Spiralen, chaotische Muster) ergeben sich qualitativ aber auch im stark vereinfachten Modell eines homogenen, isotropen Mediums. Die komplexe anatomische Struktur scheint also keine notwendige Vorraussetzung für die komplexe raumzeitliche Anregungsdynamik zu sein. Andererseits zeigt sich, dass anatomischen Details in bestimmten Situationen eine wichtige Rolle spielen, in der Modellierung also berücksichtigt werden müssen. So können kreisende Erregungen ("reentries") vor allem in der Nähe von fibrösen Regionen des Herzgewebes entstehen, in denen die elektrische Erregungsleitung vermindert ist. Numerische Simulationen eines diskreten Gewebemodells zeigen, dass die normalen Anregungswellen in solchen Regionen gerade dann aufbrechen, wenn der Anteil der nichtleitenden Verbindungen ungefähr der Perkolationsschwelle entspricht [Opens external link in new windowAlonso, Bär, PRL 2013]. Die Heterogenität des Gewebes spielt aber auch bei der medizinischen Kontrolle der Erregungsausbreitung, vor allem bei der Defibrillation, eine entscheidende Rolle.


Niedrig-Energie-Defibrillation

Obwohl Defibrillation seit Jahrzehnten etabliert ist, sind die zu Grunde liegenden physiologischen Prinzipien noch größtenteils unverstanden. Zentral ist die Frage, wo genau innerhalb des Herzgewebes der Potentialabfall während der Defibrillation ausreichend ist um ein Aktionspotential auszulösen. Während man traditionell annahm, dass das Herzgewebe simultan angeregt wird, der Potentialabfall also recht gleichmäßig im Gewebe ist, wird heute davon ausgegangen, dass es sogenannte "Hot Spots", lokalisierte Anregungsstellen gibt. Die Position der Hot Spots wird allerdings sehr kontrovers diskutiert: Sowohl die Herzkranzgefäße, die Einbuchtungen der Herzinnenwand als auch bestimmte Stellen des Herzgewebe wurden dafür vorgeschlagen. Vor einigen Jahren wurde in Tiermodellen gezeigt, dass die Defibrillation auch durch mehrere schwache Pulse erfolgen kann. Dabei kann die insgesamt im Herzen deponierte Energie um über 80% gesenkt werden. Aufgrund der im Vergleich zur konventionellen Defibrillation kleineren Feldstärke entstehen nur an relativ großen Herzkranzgefäßen Hot Spots. Erst die Abgabe mehrerer Pulse regt einen Großteil des Gewebes an, unterdrückt damit die chaotische Dynamik und führt zu einer erfolgreichen Defibrillation. Aufgrund der Schwierigkeiten von Experimenten ist es nützlich numerische Simulationen von elektrophysiologischen Herzmodellen durchzuführen. Insbesondere hoffen wir dadurch einen Einblick in den Mechanismus der Niedrig-Energie-Defibrillation zu bekommen und Vorschläge zur Optimierung des Verfahren unterbreiten zu können. Der Schlüssel dazu liegt im Verständnis des raumzeitlichen Zusammenspiels der einzelnen Pulse, siehe Fig. 1.

Fig. 1: Numerische Simulation der elektrischen Erregung im Herzgewebe während des Kammerflimmerns (t < 500 ms) und während der Niedrig-Energie-Defibrillation (t > 500 ms). Die Herzkranzgefäße werden durch runde Heterogenitäten im ansonsten homogenen Gewebe modelliert. Bei t = 505 ms, 835 ms, 1165 ms, und 1495 ms werden die Defibrillationspulse abgegeben, d.h. ein horizontales elektrisches Feld wird kurzzeitig angelegt und löst Hot Spots an den größeren Gefäßen aus. Ein einzelner Puls gleicher Stärke führt nicht zur erfolgreicher Defibrillation. Daher ist es zum Verständnis und zur Optimierung der Niedrig-Energie-Defibrillation wichtig, die Dynamik der Erregungswellen und damit das Zusammenwirken der einzelnen Pulse zu analysieren.