Na rozdíl od programovatelných kardiostimulátoru se stabilní stimulační frekvencí umožňují frekvenčně reagující poístroje zvýšením stimulačního kmitočtu při tělesné zátěži zvýšit minutový objem srdeční poimioeni metabolickým požadavkum. Indikovány jsou poi chronotropní inkompetenci, t.j. neschopnosti zvýšit tepovou frekvenci úměrné námaze.

Je uveden kritický přehled senzoru transformujících fyziologické veličiny ve změny stimulační frekvence, z nichž se nejčastěji využívá tělesná aktivita, interval QT a parametry dýchání. Nedostatky jednotlivých senzoru, zvlášti nespecifickou reakci, se sna?í poeklenout jejich kombinace. Biosenzory dnes slouží nejen k řízení stimulační frekvence, ale i k monitorování fyziologických děju.

Kardiostimulátory s frekvenení reakcí zlepší nejen hemodynamiku, pracovní kapacitu a metabolické ukazovatele, ale i kvalitu ?ivota svých nositelu. Dvoudutinové frekveneni reagující poístroje (DDDR) kromi toho poedstavují i kvalitativní zlom: tím, ?e automaticky kontrolují nikteré elektrofyziologické velieiny, tvooí poedstupeo plni automatického stimulátoru oízeného nikolika senzory, který nebude vy?adovat zevní programování.

Klíeové slova: frekveneni reagujíci kardiostimulátor - senzor - chronotropní inkompetence - pracovní kapacita - automatický kardiostimulátor

NOVÁK M. Rate adaptive cardiac pacing - the first stage towards an automatic pacemaker. Noninvas Cardiol 1996;5(1)

In contrast to programmable cardiac pacemakers with nonvariable pacing rate the rate adaptive pacemakers increasing their pacing rate during physical stress are able to increase the cardiac output according to metabolic demands. They are indicated at the chronotropic incompetence i.e. in inability to increase the heart rate in proportion to the degree of stress.

A critical review of sensors, which transform physiological parameters into changes of the pacing rate, is presented. Activity sensors, QT interval and parameters of breathing are most frequently used. A combination of different sensors seeks to avoid the shortcomings of particular sensors, especially various non-specific reactions. Biosensors are capable of controlling the pacing rate and monitoring various physiological events as well.

Not only do rate adaptive pacemakers improve the hemodynamics, working capacity and metabolic variables but they improve the quality of life, too. In addition, two-chamber rate adaptive pacemakers (DDDR) represents a qualitative break: being able to control automatically some electrophysiological parameters, they represent the first stage of fully automatic pacemakers driven by several sensors without any need for external programming.

Key words: Rate adaptive pacemaker - Sensor - Chronotropic incompetence - Working capacity - Automatic pacemaker

Z II internej kliniky 1. LF UK v Prahe, Eeská republika

Do redakcie došlo 8. 3. 1995; prijaté doa 5. 6. 1995

Adresa pre korešpodenciu: MUDr. Miloš Novák, II. interní klinika 1. LF UK, U nemocnice 2, 128 08 Praha 2, Eeská republika

Stimulaeni závislý nemocný s kardiostimulátorem o fixní frekvenci (f) mu?e zvýšit minutový objem srdeení (CO) poi tilesné námaze jedini zvitšením systolického objemu (SV) vlivem adrenergních podnitu. Takové zvýšení prutoku, je? je vyjádoeno vzorcem CO = SV x f, není podstatné a je omezeno zvlášti tam, kde je porušena kontraktilní schopnost levé komory. Síoový poíspivek zajištiný dvoudutinovou stimulací dovede sice zvýšit klidový minutový objem o 10 a? 40% (17, 36) a významni zvýšit dopplerovsky mioenou rychlost krevního proudu v aorti (51) v porovnání se stimulací VVI [první písmeno stimulaeního kódu znaeí dutinu stimulovanou (A - sío, V - komora, D - obojí, S - srdeení dutina obecni), druhé dutinu detegovanou, toetí zpusob reakce (I - inhibice, T - spouštiní, D - obojí), poípadné etvrté písmeno upoesouje speciální funkci stimulátoru (P - programovatelný, M - multiprogramovatelný, R - frekveneni reagující], ale poi tilesné námaze jsou mo?nosti sekvenení stimulace s konstantní frekvencí omezené. Není to tedy synchronizace síní a komor, ale nárust srdeení frekvence, který podmiouje a? nikolikanásobné lineární zvýšení minutového objemu srdeeního poi usilovném cvieení (5,7).

Chronotropní inkompetence

Poesná definice tohoto patologického stavu, kdy organismus není schopen zvýšit tepovou frekvenci adekvátni metabolickým po?adavkum, nebyla dosud formulována. Názory na to, jaká srdeení frekvence je poi dané námaze ješti normální a jaká ji? nedostateená, nejsou jednotné (tab. 1). Vitšina autoru se však shoduje v tom, ?e chronotropní inkompetence se projeví nejen poi maximální, ale i poi submaximální pracovní záti?i, je? odpovídá tilesnému zatí?ení v bi?ném denním ?ivoti (21,44).

Tab. 1 Definice chronotropní inkompetence. Nemocní s ischemickou chorobou srdeení, kteoí jsou poi cvieení omezeni ischemií myokardu; nemocní indikovaní ke kardiostimulaci omezeni nedostateeným minutovým objemem srdeením poi neschopnosti zvýšit tepovou frekvenci. Údaje v % se vztahují k prediktivní hodnoti tepové frekvence (220 - vik) [upraveno podle Lau CP, (21)].
Tab. 1 Definition of chronotropic incompetence. Patients with coronary artery disease whio are limited during texercise by myocardial ischemia; patients indicated for cardiac pacing limited by reduced cardiac output and unable to increase pulse frequency (220 - age) [modified according to Lau CP, (21)].

Pojem chronotropní inkompetence zahrnuje nejen nedostateenou maximální frekvenci, ale té? pomalé a líné urychlování tepu, kolísání tepové frekvence bihem ergometrie anebo její prudký pád po skoneení cvieení. Klinicky se projeví nevýkonností, námahovou dušností, únavou anebo dokonce synkopou po ukoneení záti?e. Etiologicky se uplatouje posti?ení autonomního nervstva, poruchy centrální nervové soustavy, kardiální insuficience a v jistém poetu poípadu také ischemická choroba srdeení.

Biosenzory

Frekveneni reagující kardiostimulátory dovedou poi tilesné záti?i nebo i poi jiném fyziologickém podnitu zvýšit svou stimulaení frekvenci. Obsahují senzor, který reaguje na nikterý z takových fyziologických ei fyzikálních parametru, je? mají vztah k srdeení frekvenci. Signály ze senzoru jsou zesíleny a pomocí vhodného algoritmu transformovány ve zminy stimulaení frekvence. Nikteré z pou?ívaných principu dokonce umo?oují negativní zpitnou vazbu a tedy autoregulaci stimulaeního kmitoetu (obr. 1).

Obr. 1 Frekveneni reagující systém. Zmina fyziologické nebo fyzikální velieiny je detegována senzorem a pomocí algoritmu poevádina na zminu stimulaení frekvence. Pokud výsledná zmina frekvence zpitni ovlivní výchozí fyziologický parametr v opaeném smyslu, mluvíme o negativní zpitné vazbi [upraveno podle Lau CP (20,21)].
Fig. 1 Rate responsive system. A change in the physiological or physical parameter is detected by the sensor and is converted to a change in the through use of an algorithm. If the resulted change of rate influences the initial physiological parameter in the oposite direction, the reaction is called a negative feed back [modified according to Lau CP (20,21)].

Historie stimulátoru a frekvenení reakcí není dlouhá. První princip pro oízení stimulaení frekvence navrhl Ital Cammilli v r. 1975: bylo to pH smíšené ?ilní krve (8). Pro nestabilitu frekvenení odpovidi se však neosvideil. V r. 1980 sestrojil Rossi prototyp poístroje, zprvu jen externího, ovládaného dechovou frekvencí (40,41). V r. 1981 poišel Rickards z Velké Británie s návrhem stimulátoru oízeného intervalem QT elektrokardiogramu (37). Pozdiji tento princip nalezl široké pou?ití a v klinice se velice osvideil. V tém?e roce popsal Wirtzfeld stimulátor zalo?ený na saturaci kyslíku ve smíšené ?ilní krvi (52). V r. 1983 pou?il Laczkovics v klinice kardiostimulátor oízený teplotou centrální ?ilní krve (18). První skuteeni spolehlivý biosenzor - byl to piezoelektrický krystal - byl v klinice rutinni pou?it v r. 1983 v USA (13) a o dva roky pozdiji implantoval Kamarýt (15) první stimulátor a adaptabilní frekvencí Activitrax (Medtronic) v Eeskoslovensku.

?ádný ze senzoru však není ideální. Pou?ívané principy vykazují eetné nespecifické reakce a ?ádný z nich nesplouje po?adavky na optimální senzor (12,20,21,29). Ten by mil mít stejné schopnosti jako zdravý sinusový uzel: mil by reagovat rychle a proporcionálni nejen na fyzickou námahu, ale i na ostatní fyziologické podnity, které ovlivoují srdeení frekvenci. Jeho odpovii by mila být specifická a spolehlivá a stabilní po dlouhou dobu (12,20,21,29,42).

Tabulka 2 ukazuje poehled senzoru, které byly ji? v klinice pou?ity. Z mnoha principu, je? jsou uvedeny, doznali široké klinické obliby toi systémy: tilesná aktivita, interval QT a respirace. Ostatní jsou implantovány oideeji, nikteré jsou ješti ve stadiu klinických zkoušek. Obecni oeeeno, odpovii senzoru tilesné aktivity je rychlá a prudká a nepravidelni kolísá. Naproti tomu senzory metabolické vykazují opo?diný, ale proporcionální a plynulý vzestup frekvence a jsou schopny stimulaení kmitoeet vést trvale.

Tab. 2 Poehled senzoru u?itých pro frekveneni reagující kardiostimulaci
Tab. 2 Review of sensors used for rate adaptive pacemakers

Charakteristika jednotlivých senzoru

Senzory tilesné aktivity se pro svou jednoduchost, dlouhodobou spolehlivost a pomirni snadné programování u?ívají ve sviti nejeastiji. Lze je napojit na bi?nou stimulaení elektrodu. Piezokrystal poipevniný zevnito na pouzdro kardiostimulátoru je citlivý na infrazvukové vibrace nad 10 Hz vznikající poi svalové einnosti, je? jsou algoritmem poevádiny na zminy stimulaení frekvence (5,13,20,21,32,42). Infrazvukové vlniní však není úmirné tilesné záti?i, a proto ani chování stimulaení frekvence není proporcionální; poi chuzi nebo ergometrické záti?i na bihátku frekvence výrazni kolísá a s ukoneením záti?e prudce klesá (obr. 2).

Obr. 2 Prubih stimulaení frekvence oízené svalovou aktivitou poi tilesné záti?i (Masteruv test) u kardiostimulátoru s piezokrystalem. Šipka znaeí konec cvieení.
Fig. 2 The course of pacing rate controlled by muscle activity during physical stress (Master’s test) in patient with pacemaker fitted with piezocrystal. The arrow indicates the end of the exercise.

Pro stimulaci pou?ívané akcelerometry jsou zalo?eny na ruzných principech (piezokrystal uvnito poístroje, který však není fixován k pouzdru, piezoresistivní princip, magnetická kulieka) a reagují na urychlení, ei zpomalení tilesné hmoty, t.j. na vibrace o frekvenci 3 - 5 Hz. Oproti klasickému piezokrystalu nejsou falešni citlivé na zevní otoesy napo. poi jízdi autobusem ei cestování helikoptérou, ale ostatních nevýhod senzoru aktivity se zcela nezbavily. Poi stejném stupni fyzické záti?e nedosahují akcelerometry frekvenení úrovni piezokrystalu (3,20,21), ale moderní akcelerometry se díky vylepšenému algoritmu v mnohém poiblí?ily metabolickým senzorum (10).

Neocenitelnou poedností jak piezokrystalu, tak akcelerometru je prakticky okam?itý nástup frekvenení odpovidi a také to, ?e nejlépe ze všech senzoru napodobují poirozený cirkadiánní prubih srdeení frekvence. Zcela novi byl akcelerometr umístin na hrot stimulaení elektrody a pou?it ke snímání kontrakcí pravé komory a tím k oízení stimulaení frekvence (38).

Klinické zkušenosti ukázaly, ?e senzory aktivity jsou vhodné zejména pro starší osoby, které nevykonávají déletrvající ei namáhavijší práci. Z jednodutinových poístrojú jsou piezokrystalem oízeny napo. Activitrax firmy Medtronic, Ergos (Biotronik), Sensolog (Siemens). Akcelerometr má zabudován napo. Metros (Biotronik), Sensorithm, Microny VVIR a Regency SR (Pacesetter), Dash (Intermedics) a Swing (Sorin Biomedica).

Pusobením katecholaminu, zejména noradrenalinu, se poi stoupající srdeení frekvenci úmirni zkracuje interval QT elektrokardiogramu. Stejni tak se zkracuje interval QT stimulovaného stahu a pouze ten je pou?itelný pro oízení kardiostimulátoru. Jako?to metabolický senzor dosáhl širokého pou?ití a dnes je druhým nejrozšíoenijším senzorem (20,21,37,42). Zajiš?uje proporcionální zvyšování stimulaeního kmitoetu a narustající námahou a shodni s hladinou noradrenalinu reaguje i na emoení podnity a na zminu tilesné polohy. Ureitou nevýhodou je zhruba o dvi minuty opo?diný nástup frekvenení reakce (obr. 3), která nikdy dosáhne vrcholu a? po skoneení tilesné záti?e a pak dlouho doznívá. Elektroda mu?e být konvenení, jedini však komorová. Na její snímací schopnost jsou kladeny vysoké nároky. Její hrot by mil mít co nejvitší povrch, aby byla spolehlivi detegována vlna T. Dlouhodobá einnost tichto kardiostimulátoru mu?e být nepoíznivi ovlivnina postupným zhoršováním snímací funkce elektrody vlivem polarizace.

Obr. 3 Kardiostimulátor vedený intervalem QT. Prubih stimulaení frekvence (plná linie) a srdeeního indexu (CI, poerušovaná linie) poi stupoovité záti?i na bicyklovém ergometru v re?imu VVIR (frekvenení reakce) a VVI (se stálou stimulaení frekvencí 70/min). Svislé šipky znaeí ukoneení cvieení pro symptomy. V re?imu VVIR je srdeení index zoetelni vyšší. V porovnání s piezokrystalem (obr. 2) je frekvenení odpovii opo?dina, ale plynulá a úmirná tilesné záti?i, po jejím? ukoneení zvolna odeznívá.
Fig. 3 The QT interval driven pacemaker. The course of stimulation rate (full line) and cardiac index (interrupted line) during stress on bicycle ergometry in VVIR mode (frequency reaction) and VVI (with stable pacing rate 70/min). The vertical arrows indicate the end of exercise due to symptoms. In VVIR mode the cardiac index is clearly higher. In comparison to piezocrystal (Fig. 2) the rate response is delayed, but fluent and is proportionate to the level of the workload.

Pro první modely ovládané intervalem QT byl typický výskyt noeních senzorových tachykardií. Nejde o náhlé vyplavení katecholaminu, jak se puvodni mylni usuzovalo, ale jejich poíeinou je algoritmus, který nedovede zcela zabránit pozitivní zpitné vazbi poi zkrácení QT a tak falešni zvyšuje frekvenci (20). U posledního modelu (Rhythmyx firmy Vitatron) jsou tachykardie ji? znaeni potlaeeny.

Oízení kardiostimulátoru dechovou frekvencí vychází z poznatku, ?e tepová frekvence je poímo úmirná frekvenci dýcháni (20,21,24,28,40-42). Dechová frekvence je registrována jako rytmické kolísání transtorakální elektrické impedance poi dýchání, nezbytná je auxiliární senzorová elektroda zavedená horizontálni do podko?í na poední stinu hrudníku, její? proximální pól vysílá mioicí mikroimpulsy. Impedance je mioena podle Ohmova zákona mezi distálním pólem a pouzdrem stimulátoru. Ten lze napojit na bi?nou endokardiální elektrodu, jak síoovou, tak komorovou. Frekvenení reakce spolehlivého metabolického senzoru vykazuje zpo?diní 30 - 45 sekund a je naprosto proporcionální. Nespecifická reakce v podobi zvýšení stimulaení frekvence poi pohybech pa?e na strani kardiostimulátoru je výraznijší tam, kde auxiliární elektroda není zcela správni zavedena (21,27,28,42), ale nemusí být v?dy pova?ována za nedostatek; urychlení nástupu frekvenení odpovidi je zde easto vítáno. Obávaná dislokace auxiliární elektrody se v našem souboru vyskytla v 16,6%, Ital Silvani (47) referuje o 16%.

Dnes jsou kardiostimulátory vedené frekvencí dýchání (Multibiorate MB - 1 a MB - 10 firmy Biotec) vitšinou vytlaeeny stimulátory oízenými minutovou ventilací. Auxiliární elektroda u nich odpadá, zato však vy?adují senzorovou koaxiální nitrosrdeení elektrodu, komorovou nebo síoovou, a to bipolární, kde impedance je mioena medzi distálním stimulaením pólem a pouzdrem poístroje (19,21,24). Tento princip je komplexnijší a je citlivý jak na dechovou frekvenci, tak na dechový objem, co? zajiš?uje ješti tisnijší vztah tepové frekvence ke stupni fyzické záti?e. Reakení doba einí jen 15 - 20 sekund a u nových modelu s dokonalejším algoritmem (Meta III firmy Telectronics, Opus RM firmy ELA Medical) se dokonce poibli?uje reakení dobi senzoru aktivity. Frekvenení reakce je poísni proporcionální a vihlasní experti (Lau z Hong-Kongu, Mond z Austrálie, Hayes z USA) tento princip dnes pova?ují za vubec nejlepší. Zkušenosti našeho pracovišti tomu odpovídají. Einnost ovšem mu?e být zkreslena tam, kde jsou posti?eny ventilaení funkce, napo. u chronické obstruktivní bronchitidy i u jiných pneumopatií, a je známa i idiosynkrazie na tento senzor. Ten je nikdy a? poehnani citlivý na kašel i na mluvení a na arteficiální plicní ventilaci napo. poi celkové anestezii (24). První modely mily sklon k senzorovým tachykardiím (20,21,29).

Teplota centrální ?ilní krve je ze všech biosenzoru spjata se srdeení frekvencí nejtisniji. Kardiostimulátor se speciální termistorovou elektrodou v pravé komooe (v Evropi se implantuje Thermos 02 firmy Biotronik) reaguje na celou oadu fyziologických podnitú, nejen na tilesnou záti?. Stimulaení frekvence se miní s tilesnou polohou, odpovídá na pití horkého ei studeného nápoje, zvýší se poi horeece (obr. 4) i poi horké koupeli. Stejni jako piezokrystal a akcelemetr také teplota centrální ?ilní krve poesne odrá?í cirkadiánní prubih tilesné aktivity. Naproti tomu nejvitším nedostatkem tohoto metabolického principu je a? etyominutová prodleva na zaeátku fyzické aktivity podmíniná poechodným poklesem centrální ?ilní teploty poi poítoku chladné krve z dolních koneetin (1,31,46,48). Poeáteení pokles teploty je kompenzován algoritmem arbitrárni zvyšujícím stimulaení frekvenci na zaeátku fyzické námahy a následný proporcionální vzestup frekvence je oízen dalším algoritmem. Senzorovou elektrodu s termistorem lze pou?ít jen v komorové verzi; v síoové pozici, kde krev není dostateeni promíšena, se neosvideila. Pro opo?dinou odpovii a nutnost dvojího slo?itého algoritmu je pou?ití teploty smíšené ?ilní krve jako?to samostatného senzoru v budoucnu znaeni omezeno a sama firma Biotronik s výrobou tichto kardiostimulátoru letos koneí.

Obr. 4 Holterovský záznam z kardiostimulátoru vedeného teplotou centrální ?ilní krve (CVT). Vpravo dochází kolem 10. hodiny v tilesném klidu poi horeece ke vzestupu CVT a? na 39oC (spodní koivka) a k soubi?nému zvýšení stimulaení frekvence na 140/min (horní koivka).
Fig. 4 Holter recording of patient with temperature controlled pacemaker. On the right panel at 10 a.m. with patient’s fever up to 39o (lower record) there is a corresponding increase of the pacing rate up to 140/min (upper record).

Saturace smíšené ?ilní krve kyslíkem je z teoretického hlediska lákavým senzorem nejen proto, ?e na podkladi Fickova principu umo?ouje negativní zpitnou vazbu a tím automatické oízení kardiostimulátoru, ale i proto, ?e infraeervené eidlo umístiné na stimulaením katetru v pravé komooe zajiš?uje rychlou frekvenení odpovii úmirnou tilesnému zatí?ení (20,21,32,52). Senzor je velice senzitivní poi malém a stoedním stupni námahy, v klinice se však zatím poíliš neosvideil, a to pro ne?ádoucí zvýšení stimulaení frekvence poi ischemii myokardu nebo poi pneumonii a pro postupni se zhoršující citlivost optického eidla v prubihu let vlivem fibrinových povlaku na elektrodi. Poesto tento vysoce fyziologický princip stále zustává výzvou pro výrobce a lze oeekávat, ?e ješti v tomto roce uvolní firma Pacesetter svoji novinku Synchrony O2 z experimentu do klinických zkoušek.

Kardiostimulátory oízené parametry kontraktility, tedy preejekení periodou a systolickým objemem (Precept DDDR americké firmy CPI), dp/dt (Deltatrax firmy Medtronic) anebo komorovým dopolarizaením gradientem (Prism CL, Telectronics) sotva poekroeily stadium klinických zkoušek a nejsou s nimi širší klinické zkušenosti.

Objem krve v pravé komooe je nepoímo úmirný elektrické impedanci mioené senzorovou tripolární elektrodou. Z prubihu impedance lze odvodit preejekení periodu a systolický objem, které jsou rychlým a proporcionálním senzorem odpovídajícím i na emoce, jeho? reakce je však ovlivnina funkením stavem pravé komory a inotropni pusobícími léky (20,21,42,43).

Mioení dp/dt vy?aduje senzorovou elektrodu, která snímá tlakové zminy v pravé komooe piezokrystalem umístiným 3 cm poed hrotem elektrody. Senzor zarueuje rychlou a záti?i úmirnou frekvenení reakci, ale vykazuje eetné technické poruchy (20,21) a jeho dlouhodobá spolehlivost je zatím problematická. Slibné je pou?ití preejekení periody nebo tlakového senzoru pro diagnostické úeely, a to pro hemodynamickou detekci a rozlíšení komorové tachykardie a komorové fibrilace implantabilním kardioverterem/defibrilátorem (21).

Komorový depolarizaení gradient je v podstati integrál stimulovaného komplexu QRS, resp. jeho vektoru. Vzhledem k tomu, ?e je ovlivnin tilesným cvieením (které gradient zmenšuje) i zminou objemu pravé komory poi zmine srdeení frekvence (poi zvyšující se frekvenci gradient narustá), umo?ouje vítanou negativní zpitnou vazbu. Kardiostimulátor napojený na standardní bipolární elektrodu dává rychlou odpovii a tím, ?e prubi?ni automaticky kontroluje stimulaení práh, je schopen pracovat s pouze lehce nadprahovou amplitudou stimulaeního impulsu a tak šetoit tolik potoebnou energii (20,21,34). Pro rutinní pou?ití není zatím k dispozici.

Stejni tak jsou ve stadiu klinických zkoušek dva nejnovijší principy. Akcelerometr umístniný na hrotu stimulaení elektrody v pravé komooe (firma Sorin Biomedica) snímá sílu izovolumické kontrakce pravé komory. Nezále?í poíliš na tom, zda je akcelerometr ulo?en endokardiálni nebo epikardiálni a signál není ovlivnin ani poípadnou akinetickou zónou. Zdá se, ?e na rozdíl od ostatních senzoru kontraktility bude i dlouhodobi stabilní (38).

Schaldach, který ji? doívi rozpracoval oízení frekvence teplotou centrální ?ilní krve (46), zkonstruoval nyní kardiostimulátor, kde stimulaení kmitoeet je ovládán tonem autonomního nervového systému prostoednictvým kontraktility myokardu pravé komory (Inos SR a Inos DR, Biotronik). Ta se hodnotí zminami impendance v prubihu srdeení revoluce v rozsahu zhruba 1 cm kolem hrotu stimulaení elektrody. Poedbi?né výsledky multicentrické studie zahrnující hodni nemocných kardiální formou Chagasovy nemoci ukazují na ovlivniní kardiostimulátoru emoením stresem, inotropni pusobícími léky i lokální ischemií myokardu. Poíta?livá je mo?nost samooízení negativní zpitnou vazbou (50).

Zdá se, ?e nejlepším oešením, jak se vyhnout nedostatkum jednotlivých senzoru, je jejich kombinace. Kombinuje se rychlý senzor (nejeastiji tilesná aktivita, ale i saturace smíšené ?ilní krve kyslíkem), který zahajuje frekvenení odpovii, se senzorem metabolickým (intervalem QT, minutovou ventilací nebo teplotou centrální ?ilní krve), který pak poebírá vedení stimulace. Kardiostimulátor Legend Plus firmy Medtronic napo. kombinuje tilesnou aktivitu s minutovou ventilací, poístroje Topaz a Diamond (Vitatron) piezokrystal s intervalem QT. Dule?ité je, ?e oba senzory se navzájem kontrolují, eím? se znaeni omezí vedlejší reakce a zvýší se specificita odpovidi: stimulaení kmitoeet se zvýší tehdy a jen tehdy, potvrdí-li oba senzory, ?e došlo k fyziologickým zminám vy?adujícím jeho zvýšení. Vyskytly se ovšem i námitky proti kombinaci senzoru: stimulátory mají vyšší spotoebu energie, jsou dra?ší a poicházejí problémy s prioritou toho kterého senzoru. Klinické výhody kombinace senzoru oproti senzoru jednomu nebyly poesvideivi prokázány (21).

Hemodynamika a pracovní kapacita

Poedností frekveneni reagující kardiostimulace je adekvátní zvýšení minutového objemu srdeeního poi námaze (obr. 3). Také se zvýrazní cirkadiánní kolísání krevního tlaku (21). V re?imu SSIR se prodlou?í jak doba ergometrické záti?e, tak signifikantni zlepší pracovní kapacita (obr. 5) o 13 - 77% v porovnání s re?imem SSI (19,21,22,27,30,39). Navíc sumarizace výsledku devíti studií, jak ji provedl Nordlander (26) ukazuje, ?e zlepšení pracovní kapacity je poímo úmirné poírustku stimulaení frekvence.

Obr. 5 Nemocní s kardiostimulátorem oízeným frekvencí dýchání (n = 12). Pracovní kapacita v kilojoulech (kJ) je poi ergometrii v re?imu SSIR (frekvenení reakce) signifikantni vyšší ne? poi re?imu SSI. Eísla ve sloupci vpravo znaeí individuálni nastavenou citlivost senzoru.
Fig. 5 Patients with respiratory dependent pacemaker (n=12). Working capacity in kilojouls (kJ) is significantlz higher during ergometry in SSIR mode (the rate response) than in the SSI mode. The numbers in the right column indicate the individually adjusted sensitivity of the sensor.

Stimulátory s frekvenení odpovidí mohou potlaeit síoové tachyarytmie, a to overdrivingem poi zvýšení frekvence díky senzoru. Jde o re?imy AAIR (6) a DDDR (45). Sío ovšem musí být stále stimulována, nejlépe nikterým z rychlých senzoru.

Metabolické a hormonální ukazovatele

Stimulátory s poizpusobivou frekvencí zlepší také metabolický a hormonální profil díky vyššímu minutovému objemu srdeenímu, a to i poi submaximální námaze. Minutový objem se v re?imu SSIR nikolikrát zvýší, poesto spotoeba kyslíku stoupne jen mírni, co? nasvideuje efektivnijší srdeení práci. Alt (2) zjistil pokles laktátu v seru poi frekvenení reakci, co? ukazuje na zlepšení aerobní kapacity. Také hladiny katecholaminu byly poi re?imu VVIR ni?ší ne? poi VVI. Atriální natriuretický faktor (ANF) se nechová jednoznaeni; jeho sekrece je vitší nejen poi elevaci tlaku v pravé síni (napo. poi desynchronizaci síní a komor v re?imu VVI), ale i poi zvýšení komorové frekvence poi re?imu VVIR. Nejni?ší hladiny ANF dává re?im DDD (21).

Kvalita ?ivota

Jeliko? vitšina nositelu kardiostimulátoru nevyvine poi bi?ném denním re?imu maximální fyzické úsilí, nabízí se otázka: je zlepšení pracovní kapacity a metabolického profilu provázeno té? zlepšením subjektivních pocitu ? Zlepší se kvalita ?ivota takových nemocných ?

Lau (21) nalezl v prumiru sedmiprocentní zvýšení frekvence poi bi?ných denních úkonech (oproti 30 - 40% poi maximálním úsilí), ale i to milo poíznivou odezvu u nemocných v kardiální insuficienci. Také ostatní studie (tab. 3) se shodují se záviry Otovými (33) v tom, ?e kvalita ?ivota hodnocená dotazníky je poi frekvenení reakci významni lepší ne? poi fixní stimulaení frekvenci (23). To, zda frekvenení reakce dovede ovlivnit i poe?ívání nemocných, není zatím definitivni zodpovizeno.

Tab. 3 Nikteré studie hodnotící kvalitu ?ivota poi kardiostimulaci s frekvenení odpovidí ve srovnání s kardiostimulací se stabilní frekvencí.
Tab. 3 Some studies evaluating quality of life in patients with rate adaptive pacemakers in comparison with those with fixed heart rate.

Indikace

Poi indikaci k implantaci stimulátoru se senzorem nutno vzít v úvahu nejen elektrokardiografický podklad bradyarytmie, stupeo chronotropní inkompetence, pohybovou aktivitu nemocného a poidru?ené choroby, ale i podávání kardiodepresivních léku a výskyt síoových tachyarytmií, které i samy i sobi, bez chronotropní nedostateenosti, mohou být indikací pro senzor; dále funkci levé komory, poípadnou ischemickou chorobu srdeení a anginu pectoris a v neposlední oadi zkušenost implantaení skupiny, dostupnost kontrol a cenu kardiostimulátoru.

V Evropi bylo v r. 1992 implantováno v prumiru 17% stimulátoru s frekvenení reakcí (11), ale o rok pozdiji Ohm z Norska na 3. mezinárodním kongresu o frekveneni reagující kardiostimulaci v Mnichovi odhaduje jejich potoebu na plných 35%. Nejvíce stimulátoru se senzorem implantovali v Dánsku (59,9%), v Belgii (43,1%) a ve Švédsku (39%). Daleko nejeastiji byly pou?ity senzory tilesné aktivity. V Eeské republice poedstavovaly v r. 1993 frekveneni reagující poístroje 13,7% všech stimulátoru (9). V USA a v Austrálii má více ne? 60% implantovaných kardiostimulátoru senzor.

Další poínos senzoru

Schopností poizpusobit srdeení frekvenci metabolickým potoebám organismu není význam biosenzoru vyeerpán. Smysl senzoru zabudovaného do kardiostimulátoru je hlubší:

1. Kardiostimulátory DDDR nepoedstavují jen pouhý soueet dvoudutinové stimulace a senzoru, nýbr? znamenají novou kvalitu. Vedle oízení frekvenení odpovidi zde senzor podává informace o úrovni metabolismu, resp. tilesné aktivity, a umo?ní nebo usnadní funkce, které by bez niho byly jen sti?í dosa?itelné.

   a) Senzor oídí frekveneni adaptabilní síoo-komorový (AV) interval a poi narustající frekvenci jej zkracuje podobni jako u zdravého srdce. Síoový poíspivek se tak uplatní i poi vyšších frekvencích, proto?e poi kratším AV intervalu spadá ješti do diastoly a tím brání asynchronní stimulaci a pacemakerovému syndromu poi vyšší námaze. Kardiostimulátory s autoadaptabilním AV intervalem poskytují vyšší pracovní kapacitu ne? poístroje s fixním intervalem.

   b) Díky senzoru se poi zvyšující se frekvenci automaticky zkracuje postventrikulární síoová refrakterní perioda (PVARP), tak?e v klidu mu?e být dlouhá, aby zamezila poípadné pacemakerové tachykardii nekoneené smyeky, a poi cvieení krátká, aby nezpusobila asynchronní stimulaci (21,45).

   c) Toetí schopností senzoru je automatická zmina stimulaeního re?imu (AMS) z DDDR na VVIR/DDIR v poípadi síoových tachyarytmií, eím? se zamezí rychlé komorové odpovidi. AMS tak rozšiouje indikaení spektrum pro DDDR a v dohledné dobi se stane nezbytnou soueástí programu ka?dého takového poístroje. AMS je obsa?ena ji? v nikterých stávajících stimulátorech bez senzoru, ovšem za cenu slo?itého algoritmu (21,49).

   Zahraniení studie ukazují hemodynamickou poevahu DDDR nad re?imem VVIR (14,35). Stejni tak byla prokázána nadoazenost DDDR nad konvenení dvoudutinovou stimulací tam, kde byla chronotropní inkompetence a zhoršená funkce levé komory (14).

   První kardiostimulátor re?imu DDDR (s piezokrystalem) byl implantován v r. 1986 (16). V zemích Beneluxu a v Dánsku se implantovaly DDDR v r. 1992 a? v 17% (11), v Eeské republice v r. 1993 ve 3% (9). Dnes jsou nabízeny napo. tyto modely: Meta DDDR (Telectronics) a Chorus RM (ELA Medical) vedené minutovou ventilací, Synchrony (Pacesetter), Dromos DR (Biotronik), Elite II a Thera DR (Medtronic) obsahující piezokrystal, Trilogy (Pacesetter), Relay (Intermedics) a Swing DR 1 (Sorin Biomedica) s akcelerometrem, Diamond (Vitatron) se dvima senzory, piezokrystalem a intervalem QT.

   Proti pou?ití DDDR mluví jejich vyšší cena, slo?itijší programování a nároenijší kontroly. Je nezbytné pou?ít nízkoprahové stimulaení elektrody, nebo? spotoeba energie integrovanými obvody je zde vyšší ne? energie vydaná na samotnou stimulaci, co? se odrá?í v kratší ?ivotnosti tichto poístrojú.

2. Monitorování fyziologických diju. Zcela novou skupinou poístroju jsou kardiostimulátory diagnostické, kde senzory slou?í k monitorování fyziologických procesu. Akcelerometr lokalizovaný na hrotu elektrody nejen oídí stimulaení frekvenci, ale tím, ?e snímá sílu kontrakcí pravé komory umo?ouje monitorovat srdeení selhávání (38). Telemetricky lze sledovat amplitudu nitrosrdeeního elektrogramu a tak veas odhalit rejekci transplantovaného srdce. Lze monitorovat tlak v artérii pulmonalis i kyslíkovou saturaci v pravé komooe i sledovat arytmie Holterovým monitorováním a podle toho oídit antiarytmickou léebu. K tomu všemu je nutná komprese dat, ale i tak zustává nevýhodou velká spotoeba energie.
   
3. Automatický kardiostimulátor. Cílem frekveneni reagující kardiostimulace je automatický kardiostimulátor, který by si elektrické parametry seoizoval sám, bez zevního programování. K automatickému oízení funkce jsou potoebné nejméni dva senzory (Rickards, EURO - PACE, Oostende 1993). Jeden rychlý, oídící frekvenci, nejlépe tilesná aktivita. Druhý senzor bude zajiš?ovat proporcionalitu; nejspíše to bude minutová ventilace nebo impedance pravé komory. Dobrý bude ješti toetí senzor zajiš?ující dlouhodobé kolísání frekvence bihem dne. To bude termistor snímající centrální ?ilní teplotu. Kardiostimulátor budoucnosti si bude automaticky seoizovat energii impulsu i senzitivitu, nastavovat refrakterní periodu a ureovat stimulaení re?im, t. j. která dutina a jakým zpusobem bude stimulována. Stejni tak se bude automaticky nastavovat stupeo frekvenení reakce a bude vybírán optimální senzor pro ten který druh denní einnosti. Klíeovou funkcí bude negativní zpitná vazba; tu nejlépe zajistí saturace smíšené ?ilní krve kyslíkem, systolický objem pravé komory anebo komorový depolarizaení gradient. Tímto zpusobem se vyloueí falešni pozitivní reakce senzoru a systémy vzájemné kontroly co nejlépe poizpusobí stimulátor individuálnímu nemocnému (4,21,25). Multisenzorový kardiostimulátor roku 2000 bude podle Alta (3. Mezinárodní kongres o frekveneni reagující kardiostimulaci, Mnichov 1993) DDDR s automatickou detekcí síoových arytmií, který bude vá?it kolem 20 g a nutni tedy bude muset mít nízkou spotoebu energie. Bude pou?ívat standardní elektrody a bude bohati vybaven Holterovými funkcemi.

Literatura

1. Alt E, Hirgstetter C, Heinz M, et al. Rate control of physiological pacemakers by central venous blood temperature. Circulation 1986;73:1206-1212.
2. Alt E, Zitzmann E, Heinz M, et al. The effect of rate responsive pacing on exercise capacity, serum catecholamines and other metabolic parameters (abstract). PACE 1990;13:531.
3. Bacharach DW, Hilden TS, Millerhagen JO, et al. Activity - based pacing: comparison of a device using an accelerometer versus a piezoelectric crystal. PACE 1992;15:188-196.
4. Barold SS, Mugica J, Ripart A. Do we really need intelligent pacemakers ? In: Santini M, Pistolese M, Alliegro A. Progress in clinical pacing 1992. Mount Kisco, New York: Futura media services, 1993:225-250.
5. Benditt DG, Milstein S, Buetikofer J, et al. Sensor - triggered, rate-variable cardiac pacing. Ann intern Med 1987;107:714-724.
6. Brandt J, Rosenquist M. Hemodynamic and anti-tachyarrhythmic effects of atrial and dual chamber rate adaptive pacing. In: Santini M, Pisolese M, Alliegro A. Progress in clinical pacing 1992. Mount Kisco, New York: Futura media services 1993:179-192.
7. Buckingham TA, Janosik DL, Pearson AC. Pacemaker hemodynamics: clinical implications. Prog Cardiovasc Dis 1992;34:347-366
8. Camilli L, Alcidi L, Papeschi G. Un nuovo pacemaker sisible alle necessite metaboliche. Osped Ital Chir 1975;28:85.
9. Doupal V a kol. Kardiostimulace v Eeské republice v roce 1993. Cor Vasa 1994;36:310-315.
10. Fahraeus T, Schüller H. Sensor response during daily life activities in a new rate adaptive pacemaker system: comparison to healthy volunteers’ sinus rhythm (abstract). Eur JCPE 1994;4:79.
11. Feruglio GA. Cardiac pacing in Europe in 1992: a new survey. In: Aubert AE, Ector H, Stroobandt R. Cardiac pacing and electrophysiology. A bridge to the 21st century. Dordrecht: Kluwer Academic Publishers 1994:157-168.
12. Furman S Sensors for rate modulated pacing. PACE 1988;11:1249.
13. Humen DP, Anderson K, Cronwell D, et al. A pacemaker which automatically increases its rate with physical activity. Steinbach K. Cardiac pacing. Darmstadt: Steinkop Verlag 1983:259.
14. Jutzy RV, Isaeff DM, Bansal RS, et al. Comparison of VVIR, DDD and DDDR pacing. J Electrophysiol 1989;3:194-201.
15. Kamarýt P, Nechvátal L, Riebel O, et al. Activitrax Medtronic-pacemaker poizpusobující frekvenci stimulaeních impulsu svalové aktiviti. Sborník poednášek z VIII. celostátního sympozia "O trvalé kardiostimulaci", Pec pod Sni?kou, 1985;34-40.
16. Kappenberger LJ, Herbers L. Rate responsive dual chamber pacing. PACE 1986;9:987-991.
17. Kargul W, Grzegorzewski B, Gasior Z, et al. Hemodynamika lewej komory serca u chorych z wszczepionym stymulatorem dwujamowym w czasie stimulacji sekwencyjnej DDD oraz prawokomorowej VVI. ESS 1995;1:43-47.
18. Lackovicz A, Schlick W, Losert U, et al. The use of central blood temperature CVT as a guide for rate control in pacemaker therapy (abstract). PACE 1983;6:46.
19. Lau CP, Antoniou A, Ward DE, Camm AJ. Initial clinical experience with a minute ventilation sensing rate modulated pacemaker: improvements in exercise capacity and symptomatology. PACE 1988 (Part II);11:18151822.
20. Lau CP. The range of sensors and algorithms used in rate adaptive pacing. PACE 1992;15:1177-1211.
21. Lau CP Rate adaptive cardiac pacing: single and dual chamber. Mount Kisco, NY: Futura Publishing Company, 1993:468.
22. Lau CP, Tai Y-T, Leung W-H, et al. Rate adaptive cardiac pacing using right ventricular venous oxygen saturation: quantification of chronotropic behavior during daily activities and maximal exercise. PACE 1994 (Part I);17:2236-2246.
23. Lukl J, Doupal V, Heinc P Quality-of-life during DDD and dual sensor VVIR pacing. PACE 1994;17:1844-1848.
24. Mond HG. Respiration. In: Alt E, Barold SS, Stangl K. Rate adaptive cardiac pacing. Berlin, Heidelberg: Springer Verlag, 1993:98-110.
25. Nappholz TA. Automatic pacemakers. Alt E, Barold SS, Stangl K. Rate adaptive cardiac, Berlin, Heidelberg: Springer Verlag, 1993:302-331.
26. Nordlander R, Hedman A, Pehrsson SK. Rate responsive pacing and exercise capacity - a comment. PACE 1989;12:749-751.
27. Novák M, Smola M, Pšenieka M, et al. Some clinical problems of setting up the rate response in respiratory dependent pacemakers (abstract). PACE 1990;13:1206.
28. Novák M, Pšenieka M, Smola M, et al. Moderní kardiostimulace. II. stimulátory s frekvenení odpovidí: klinické zkušenosti. Vnitoní Lék 1992;38:1172-1180.
29. Novák M. Different types of sensors for rate responsive pacing: a clinical appreciation (abstract). Sbornik tizisov. Pirvyj me?dunarodnyj slavjanskij kongress po elektrostimuljacii i klinieeskoj elektrofiziologiji serdca, Sankt - Petirburg, 1993;28.
30. Novák M, Pšenieka M, Smola M. Respiratory rate dependent pacemakers: is their frequency response steady in long - term use ? (abstract). Cardiostimolazione 1994;12:310-311.
31. Novák M, Smola M, Pšenieka M, Stanik F. How physiological is a central venous temperature driven pacemaker ? (abstract). Cardiostimulazione 1994;12:311.
32. Ohm O-J, Faerestrand S, Hegbom F. Heart rate response based on changes in central venous oxygen saturation, minute ventilation and body activity. In: Aubert AE, Ector H, Stroobandt R. Cardiac pacing and electrophysiology. A bridge to the 21st century. Dordrecht: Kluwer Academic Publishers 1994:289-302.
33. Oto MA, Müderrisoglu H, Ozin MB, et al. Quality of life in patients with rate responsive pacemakers: a randomized, cross - over study. PACE 1991;14:800-806.
34. Paul V, Garrett C, Ward DE, et al. Closed loop control of rate adaptive pacing: clinical assessment of a system analysing the ventricular depolarization gradient. PACE 1990;12:1896-1902.
35. Proctor EE, Leman RB, Mann DL, et al. Single versus dual - chamber sensor-driven pacing: comparison of cardiac outputs. Am Heart J 1991;122:728-732.
36. Rediker DE, Eagle KA, Homma S, et al. Clinical and hemodynamic comparison of VVI versus DDD pacing in patients with DDD pacemakers. Am J Cardiol 1988;61:323-329.
37. Rickards AF, Norman J. Relation between QT interval and heart rate: new design of physiologically adaptive cardiac pacemaker. Br Heart J 1981;45:56-61.
38. Rickards AF, Cunningham D, Mugica J, et al. Peak endocardial acceleration: a new measurement related to myocardial function (abstract). Eur J CPE 1994;4:58.
39. Rosenqvist M, Ahren C, Nordlander R, et al. Atrial rate - responsive pacing - effect on exercise capacity (abstract). PACE 1988;11:514.
40. Rossi P, Plicchi G, Canducci G, et al. Respiratory rate as a determinant of optimal pacing rate. PACE 1983;6:502-507.
41. Rossi P. The birth of the respiratory pacemaker. PACE 1990;13:812-815.
42. Ruiter JH. Sensors in rate modulated pacing. Neth J Cardiol 1992;5:261-269.
43. Ruiter JH, Heemels JP, Kee D, et al. Adaptive rate pacing controlled by the right ventricular preejection interval: clinical experience with a physiological pacing system. PACE 1992;15:886-894.
44. Santini M, Ansalone G, Cacciatore G, et al. Chronotropic incompetence and natural history of sick sinus syndrome. In: Alt E, Barold SS, Stangl K. Rate adaptive cardiac pacing. Berlin, Heidelberg: Springer Verlag, 1993:31-40.
45. Santini M, Ansalone G, Cacciatore G. DDD rate - responsive pacing: state of the art. In: Aubert AE, Ector H, Stroobandt R. Cardiac pacing and electrophysiology. A bridge to the 21st century. Dordrecht: Kluwer Academic Publishers 1994;281-288.
46. Schaldach M. Compensation of chronotropic incompetence with temperature-controlled rate adaptive pacing. Biomed Technik 1988;33:286-294.
47. Silvani S, Tumiotto G. Long - term follow - up patients bearing rate-responsive respiration dependent pacemakers: analysis of the complications (abstract). PACE 1990;13:1210.
48. Spitzer W. Schnelle und belastungsadäquate Frequenzanpassung auf Basic der zentralvenosen Bluttemperatur. Herz-schrittmacher 1993;13:5-13.
49. Sutton R. Mode switching in DDDR pacing. In: Aubert AE, Ector H, Stroobandt R. Cardiac pacing and electrophysiology. A bridge to the 21st century, Dordrecht: Kluwer Academic Publishers 1994:363-370.
50. Urbaszek A, Hutten H, Schaldach M. A heart and circulation model to stimulate rate adaption of ANS - controlled pacemakers (abstract). PACE 1993(Part II);16:1199.
51. Vondráeek V, Novák M, Smola M. Porovnání hemodynamických veliein zjiš?ovaných echokardiograficky poi toech re?imech (VVI, DDD, AAI) a poi sinusovém rytmu. Zborník Celoštátneho sympózia o trvalej kardiostimulácii, Donovaly 1992;69:73.
52. Wirtzfeld AL, Goedel - Meinen L, Bock T, et al. Central venous oxygen saturation for the control of automatic rate responsive pacing. Circulation 1981;64 (suppl. IV):229.